Low-Dose-Multidetektor-Computertomographie des Thorax ... · Thorax-CT im Standarddosisverfahren ergibt einen Wert von etwa 8,4 mSv, während sich für die konventionelle Röntgen-Thorax-Untersuchung

Aus dem Institut für Klinische Radiologie der

Ludwig-Maximilians-Universität München

Direktor: Prof. Dr. med. Dr. h.c. M. Reiser, FACR, FRCR

Low-Dose-Multidetektor-Computertomographie des Thorax:

Qualität der Aufnahmen in Abhängigkeit von der Körpermasse

Dissertation

zum Erwerb des Doktorgrades der Medizin

an der Medizinischen Fakultät der

Ludwig-Maximilians-Universität München

vorgelegt von

Claudia Tina de Lorenzo

aus München

2011

- 2 -

Mit Genehmigung der Medizinischen Fakultät

der Universität München

Berichterstatter: Prof. Dr. med. U. Müller-Lisse

Mitberichterstatter: Priv. Doz. Dr. Thomas Pfluger

Prof. Dr. Karl Schneider

Mitbetreuung durch die

promovierte Mitarbeiterin: Dr. med. E. Coppenrath

Dekan: Prof. Dr. med. Dr. h c. M. Reiser, FACR, FRCR

Tag der mündlichen Prüfung: 03. 03. 2011

- 3 -

Danksagung

Herrn Prof. Dr. med. Dr. h.c. M. Reiser danke ich für die Ermöglichung und die Unterstüt-

zung dieser Arbeit ganz herzlich.

Herrn PD Dr. med. U. Müller-Lisse danke ich für die Überlassung des Themas, für die tat-

kräftige Unterstützung und die hilfreichen Ideen bei der Auswertung, sowie für seine geduldi-

ge Anleitung und für seine sehr engagierte Betreuung dieser Arbeit.

Frau Dr. med. E. Coppenrath danke ich für ihre ebenfalls sehr geduldigen Bemühungen und

den Rat und die Unterstützung, die sie mir jederzeit gewährte und die über die bloße Mitwir-

kung an der Bildbewertung weit hinausgingen.

Mein besonderer Dank für ihre Mitwirkung durch die Bewertung der Bilder, die diese Arbeit

überhaupt möglich gemacht hat, gilt Herrn Dr. med. Christof Weber, Herrn Dr. med. Harro

Bitterling und Frau Dr. med. Sandra Banac.

Danken möchte ich auch Frau Monika Seiller für ihre Unterstützung bei der Fertigstellung

dieser Arbeit.

- 4 -

Inhaltsverzeichnis

Danksagung .................................................................................................3

Inhaltsverzeichnis .......................................................................................4

Abbildungsverzeichnis................................................................................7

Tabellenverzeichnis.....................................................................................8

1. Einleitung ......................................................................................... 9

2. Material und Methoden ................................................................ 13

2.1. Technik der Computertomographie............................................................... 13

2.1.1. Mehrschicht-Spiral-CT ...................................................................................... 14

2.1.2. Begriffe im Zusammenhang mit Mehrschicht-Sprial-CT-Untersuchungen....... 15

2.1.2.1. Kollimation ....................................................................................................... 15

2.1.2.2. Pitch................................................................................................................... 15

2.1.2.3. Isotropes Voxel ................................................................................................. 16

2.1.2.4. Strom-Zeit-Produktion (mAs-Produkt) ............................................................. 16

2.1.2.5. Bildrauschen...................................................................................................... 16

2.1.2.6. Zusammenhang zwischen Dosis und Bildqualität............................................. 17

2.2. Niedrigsdosis-CT.............................................................................................. 17

2.2.1. Strahlenexposition bei CT-Untersuchungen ...................................................... 17

2.2.2. Dosisparameter bei CT-Untersuchungen ........................................................... 18

2.2.2.1. Lokale Dosisgröße............................................................................................. 18

2.2.2.2. Integrale Dosisgröße ......................................................................................... 19

2.2.2.3. Effektive Dosis.................................................................................................. 20

- 5 -

2.2.3. Niedrigdosisuntersuchung des Thorax/Möglichkeit zur Dosisreduktion .......... 20

2.3. Eigene Untersuchungen .................................................................................. 21

2.3.1. Technische Daten .............................................................................................. 21

2.3.2. Effektive Dosis .................................................................................................. 22

2.3.3. Patienten ............................................................................................................ 22

2.4. Auswertung ...................................................................................................... 24

2.4.1. Bewertungsmaßstab........................................................................................... 24

2.4.2. Definitionen des Bewertungsmaßstabs.............................................................. 25

2.4.2.1. Abzugrenzende Strukturen.................................................................................25

2.4.2.2. Abgrenzbarkeit verschiedener Strukturen..........................................................25

2.4.2.3. Lokalisation ......................................................................................................25

2.4.3. Untersucher........................................................................................................ 25

2.4.4. Auswertung und statistische Untersuchungen ................................................... 26

3. Ergebnisse ...................................................................................... 28

3.1. Deskriptive Statistik: Beurteilung der Bildgüte durch Untersucher .......... 28

3.1.1. Untergewichtige Patienten (BMI < 18,5 kg/m2)................................................ 30

3.1.1.1. Gesamtwertung ..................................................................................................30

3.1.1.2. Lungenperipherie ...............................................................................................30

3.1.2. Normalgewichtige Patienten (BMI >18,5 und < 24,9 kg/m2) ........................... 31

3.1.2.1. Gesamtwertung ..................................................................................................31


3.1.3. Übergewichtige Patienten (BMI >25 kg/m2)..................................................... 32

3.1.3.1. Gesamtwertung ..................................................................................................32


3.1.4. Patienten gesamt ................................................................................................ 33

- 6 -

3.1.4.1. Gesamtwertung...................................................................................................33


3.2. Graphische Darstellung: Bewertungsmaßstab in Abhängigkeit von BMI . 34

3.3. Analytische Statistik: Bewertungsmaßstab in Abhängigkeit von BMI....... 37

3.3.1. Untergewicht (BMI < 18,5) und Normalgewicht (BMI > 18,5 und < 24,5)

gegen Gesamtpunktzahl des Bewertungsmaßstabs < 18 und > 18 .................... 37

3.3.2. Normalgewicht (BMI > 18,5) und Übergewicht (BMI > 25)


3.3.3. Untergewicht (BMI < 18,5) und Übergewicht (BMI > 25)


3.3.4. Zusammenfassung der Ergebnisse für alle drei untersuchten Gewichtsklassen 39

4. Diskussion....................................................................................... 41

5. Zusammenfassung ......................................................................... 58

Literaturverzeichnis ................................................................................ 59

Erklärung ................................................................................................. 62

- 7 -

Abbildungsverzeichnis

Abb. 3.1: 27jährige Patientin, Grunderkrankung CF, BMI = 18,1 (kg/m2) .................30

Abb. 3.2: 22jähriger Patient, Grunderkrankung Spontanpneumothorax,

BMI = 22 (kg/m2).........................................................................................31

Abb. 3.3.: 61jährige Patientin, Grunderkrankung COPD, BMI = 30,9 (kg/m2) ...........32

Abb. 3.4.: Bewertung durch Untersucher 1 ..................................................................34





- 8 -

Tabellenverzeichnis

Tab. 2.1: Einteilung BMI in Gewichtsklassen (Definition nach WHO)......................23

Tab. 3.1.: Beurteilung mittels Bewertungsmaßstab (gesamte Lunge) .........................29

Tab. 3.2.: Beurteilung mittels Bewertungsmaßstab (Lungenperipherie) .....................29

Tab. 3.3.: Bewertungen Unter- und Normalgewicht gegen Gesamtpunktzahl

nach Fisher’s exact test, 2-seitig, Signifikanzniveau p < 0,05 .....................37

Tab. 3.4.: Bewertungen Normal- und Übergewicht gegen Gesamtpunktzahl


Tab. 3.5.: Bewertungen Unter- und Übergewicht gegen Gesamtpunktzahl


- 9 -

1. Einleitung

In der radiologischen Diagnostik gewinnt die Computertomographie (CT) neben der konven-

tionellen Projektionsradiographie (Röntgenuntersuchung) zunehmend an Bedeutung. Dem

Vorteil des deutlich höheren Informationsgehalts der CT, z.B. der Möglichkeit der Rekon-

struktion in 3D sowie der Darstellung kleinster pathologischer Veränderungen durch Schicht-

aufnahmeverfahren, steht allerdings der Nachteil der im Vergleich zur konventionellen Rönt-

genuntersuchung deutlich erhöhten Strahlenbelastung für den Patienten gegenüber. Nagel et

al. (Nagel, 2002, S. 1-4) postulierten, dass die Summe der angefertigten einzelnen Schnitte

aller CT-Untersuchungen, die sich anhand der Anzahl der installierten Geräte sowie der An-

zahl der Untersuchungen und der Scanzahl abschätzen lässt, in Deutschland bei einigen hun-

dert Millionen pro Jahr liegt und damit in der selben Größenordnung wie die Summe aller

projektionsradiographischen Aufnahmen. Bezogen auf die CT-Untersuchung an sich (also

nicht der einzelnen Schnitte) nimmt die CT mit einem Anteil von rund 4% am Untersu-

chungsaufkommen verschiedener Röntgenuntersuchungen einen eher bescheidenen Platz ein.

Betrachtet man die kollektive effektive Strahlendosis derselben Untersuchungen, zeigt sich

hingegen ein deutlicher Unterschied, denn als Hochdosis-Untersuchungsverfahren liegt der

Anteil der CT an der kollektiven effektiven Strahlendosis bei nahezu 40% (Bundesamt für

Strahlenschutz, 2003).

Ein Vergleich verdeutlicht den Unterschied: Eine Abschätzung der effektiven Dosis für eine

Thorax-CT im Standarddosisverfahren ergibt einen Wert von etwa 8,4 mSv, während sich für

die konventionelle Röntgen-Thorax-Untersuchung in zwei Ebenen etwa 0,1 mSv errechnen

lassen (Nagel, 2002, S. 23-24). Einer Information des Bundesministeriums für Umwelt, Na-

turschutz und Reaktorsicherheit zufolge (Bundesministerium, 2008) kam es im Zeitraum von

1996 bis 2002 zu einer Zunahme der rein rechnerischen effektiven pro-Kopf-Dosis in der

deutschen Bevölkerung von ca. 1,6 mSv auf ca. 1,8 mSv. Ursächlich für diese Steigerung um

ca. 11 % sei im Wesentlichen die Zunahme der CT-Untersuchungshäufigkeit. Die Tendenz,

häufiger und schneller CT-Untersuchungen durchführen zu lassen, ist nach wie vor steigend,

unabhängig von der dabei verabreichten Strahlendosis (Heyer, 2007).

Wie aber lässt sich der große diagnostische und therapeutische Nutzen der Computertomogra-

phie für den Patienten möglichst effektiv bei gleichzeitiger Senkung des damit verbundenen

Strahlenrisikos anwenden? Auch niedrige Strahlendosen, wie sie in der radiologischen Dia-

gnostik gebräuchlich sind, bergen das Risiko der so genannten stochastischen Strahlenschä-

- 10 -

den, d.h. die Eintrittswahrscheinlichkeit eines Schadens nimmt mit der Höhe der Dosis der

ionisierenden Strahlung zu. Neoplastische und genetische Veränderungen können die Folgen

von Mutationen diesbezüglich geschädigter betroffener Zellen sein (Jung, 1995). Die Verhin-

derung von Strahlenschäden kann konsequenterweise nur darin bestehen, indem man die dem

Patienten verabreichte Dosis reduziert. Eine Dosisreduktion lässt sich prinzipiell durch die

Regulierung geräteseitiger Parameter, wie unter anderem der verwendeten Röhrenstromstär-

ke, erzielen. Idealerweise sollte diese individuell dem untersuchten Patienten sowie dem je-

weiligen Untersuchungsgebiet angepasst werden. Diesen Vorgang für alle Geräte zu automa-

tisieren, so dass durch Eingabe der entsprechenden Parameter vor Beginn der Untersuchung

dem jeweiligen Patienten angepasst die niedrigste Dosis verwendet wird, war und ist intensi-

ver Gegenstand der technischen Forschung und Entwicklung (McCollough, 2006). Da diese

Entwicklung aber nur die neueste Generation von CT-Geräten betrifft, muss aktuell der größte

Teil der Untersuchungen in Klinik und Praxis nach wie vor ohne diese Möglichkeit zur Dosis-

reduktion auskommen, d.h. eine individuelle Dosisanpassung durch Verwendung entspre-

chender technischer Parameter liegt nach wie vor im Ermessen des Untersuchers. Ebenfalls in

dessen Ermessen liegt die Verwendung möglicher strahlenarmer Alternativverfahren anstelle

der CT, wie z.B. der Sonographie oder der Kernspintomographie. Die dritte und – nach Bren-

ner und Hall – effizienteste Möglichkeit zur Senkung der effektiven Strahlendosis wäre es, die

Anzahl der verordneten CT-Untersuchungen zu reduzieren (Brenner, 2007).

Dies war jedoch nicht der Gegenstand unserer Untersuchungen: Eine kritische Indikationsstel-

lung, die unter anderem das untersuchte und damit strahlenexponierte Gebiet so klein wie

möglich hält und Doppeluntersuchungen vermeidet, vorausgesetzt, konzentrierten wir uns auf

eine andere Möglichkeit der Dosisreduktion: Der Anwendung des so genannten Niedrigdosis-

verfahren.

Einen Versuch der Nutzung des hohen Informationsgehaltes der CT bei möglichst geringer

Strahlenbelastung stellt die CT-Untersuchung im Niedrigdosisverfahren, die so genannte low-

dose-CT dar. Hierbei handelt es sich um CT-Untersuchungen, die aufgrund besonders ge-

wählter Untersuchungsparameter zu einer deutlichen Reduktion der Patientendosis gegenüber

CT-Untersuchungen im Standarddosisverfahren führen. Die Bildqualität, die in engem Zu-

sammenhang mit der verwendeten Strahlendosis steht, darf dabei nicht über das Maß der dia-

gnostischen Sicherheit entsprechend der klinischen Fragestellung hinaus beeinträchtigt wer-

den (Nagel, 2002, S. 30-32).

- 11 -

Die Lunge eignet sich als Hochkontrastorgan besonders gut für eine Untersuchung mit redu-

zierter Strahlendosis. Der Begriff Hochkontrast bezieht sich dabei auf hohe Absorptionsunter-

schiede der zu untersuchenden Gewebe. Da die Lunge lufthaltig ist, lässt sie sich gegenüber

den umliegenden Strukturen gut abgrenzen. Dies wiederum bedeutet, dass sich eine gute

Bildqualität hier unabhängig von der verabreichten Dosis erzielen lässt (umgekehrt bedeutet

dies, dass in Bereichen mit niedrigem Kontrast, z.B. dem Abdomen, höhere Strahlendosen

erforderlich sind, um die schlecht voneinander abgrenzbaren Organstrukturen in ausreichen-

der Bildqualität darstellen zu können). Dass Lungenrundherde bis zu einem Durchmesser von

5 mm auch mit einer um bis zu 20% reduzierten Strahlendosis nachweisbar waren, zeigten

bereits Diederich et al. (Diederich, 1996). Weitere Studien folgten, insbesondere auch, weil

eine durch Dosisreduktion mögliche Annäherung der Strahlenexposition an konventionelle

Röntgenübersichtsaufnahmen die Niedrigdosis-CT zu einem interessanten Untersuchungsver-

fahren im Rahmen der Früherkennung machen. Als Screeningverfahren für die frühzeitige

Entdeckung von Bronchialkarzinomen bei Risikopatienten ist das low-dose-Verfahren Ge-

genstand aktueller Entwicklungen (Diederich, 2000).

Das Problem computertomographischer Untersuchungen im Vergleich zur konventionellen

Röntgenuntersuchung besteht darin, dass limitierende Faktoren wie die direkten Zusammen-

hänge zwischen Dosis und Filmschwärzung sowie zwischen Belichtung und Filmverbrauch

nicht gegeben sind. Eine „Überdosierung“ im Sinne einer unnötig hohen Strahlendosis und

übermäßig langer Scanstrecke bringen dem Untersucher keine Nachteile, sondern vielmehr

ausschließlich den Vorteil der besseren Bildqualität und damit der höheren diagnostischen

Sicherheit. Schlechte Bildqualität und damit das Risiko des Übersehens pathologischer Ver-

änderungen werden so umgangen.

Die Änderung bzw. Anpassung der Scanparameter bei gewünschter Dosisreduktion erfolgt

beim Großteil der aktuell verwendeten CT-Geräte nach wie vor „in Handarbeit“ durch den

untersuchenden Radiologen; Möglichkeiten zur geräteseitigen automatischen Dosisreduktion

gibt es zwar mittlerweile, sie stehen aber nur den Anwendern von Scannern der neueren Ge-

nerationen zur Verfügung (McCollough, 2006). Ganz abgesehen davon, dass derzeit kein

Konsens über die Höhe der erforderlichen Dosis bei Standard-CT-Untersuchungen für die

Anwenderschaft existiert. Dosisreduktion im Sinne der Verminderung der Strahlenbelastung

des Patienten liegt also nach wie vor zum größten Teil im Ermessen des Untersuchers. Dem

Ziel einer individuellen automatischen Dosisreduktion würde man sich möglicherweise durch

eine Spezialisierung des Scanners in Bezug auf die erforderliche Bildqualität statt auf die

Stromstärke der Röntgenröhre nähern (Starck, 2002). Solange eine Anpassung der Patienten-

- 12 -

dosis nach wie vor nur über eine Änderung der Scanparameter durch den Untersucher mög-

lich ist, wäre es wünschenswert, die entsprechende Reduktion den individuellen (anatomi-

schen) Gegebenheiten des Patienten anpassen zu können. Einfach durchzuführende Selekti-

onsmöglichkeiten zur individuellen Adaptation der entsprechenden Scanparameter vorab wä-

ren hier von großem Nutzen. Starck nutzte z.B. als mögliches Kriterium die Körpergröße des

zu untersuchenden Patienten und beschreibt, dass größenabhängig die bei Standard-

Untersuchungen verabreichte Strahlendosis auf 1-45 % reduziert werden kann (Starck, 2002).

Daher stellt sich die Frage, ob eine Selektion der Patienten nach Körpermasse (anhand von

Bestimmung der Körpergröße, des Gewichtes und dem daraus errechneten Body-Mass-Index)

zur möglichen Vorabregulierung der pro Untersuchung verabreichten Strahlendosis sinnvoll

wäre. Insbesondere für jüngere, chronisch kranke Patienten, die im Hinblick auf die verab-

reichte Strahlendosis das höchste Risiko tragen, da sie sich im Verlauf ihrer Erkrankung mul-

tiplen CT-Untersuchungen ausgesetzt sehen (Soyer, 2008), wäre eine Reduktion der verab-

reichten Strahlendosis nicht nur wünschenswert, sondern dringend zu empfehlen. Die Mög-

lichkeit zur individuellen Anpassung der Dosis wäre für diese Patienten von großem Vorfall –

insbesondere bezogen auf CT-Untersuchungen des Thorax speziell für junge weibliche Pati-

enten, die durch die Exposition der strahlungsempfindlichen Brustdrüse, die oberflächennah

direkt der Strahlung ausgesetzt ist, prinzipiell eine höheren Strahlendosis als Männer erhalten.

Die internationale Strahlenschutzkommission verlangt aus diesen Gründen sogar speziell für

die Patientengruppe junger Mädchen und Frauen eine besonders strenge Indikationsstellung

für CT-Thorax-Untersuchungen (ICRP, 2000).

Die vorliegende Arbeit widmet sich daher der Beantwortung folgender Fragen:

1) Wie gut gelingt die Darstellung kleiner anatomischer Strukturen in CT-Thoraxauf-

nahmen mit low-dose-Technik in unterschiedlichen anatomischen Regionen der Lunge

(Lungenkern, Lungenhilus, Lungenperipherie)?

2) Gibt es statistisch signifikante qualitative Unterschiede der Darstellbarkeit kleiner ana-

tomischer Strukturen über die gesamte Bandbreite gängiger Body-Mass-Indices (gemäß

WHO-Definition)?

3) Lassen sich innerhalb der Bandbreite der gängigen Body-Mass-Indices Gruppen erken-

nen, bei denen die Darstellung kleiner anatomischer Details nicht ausreichend erscheint,

um für die weitere klinische Anwendung empfohlen zu werden?

- 13 -

2. Material und Methoden

2.1. Technik der Computertomographie

Im Gegensatz zur Summationsaufnahme des konventionellen Röntgenbildes werden bei der

Computertomographie parallele Bildschichten räumlich hintereinander gereiht dargestellt. Ei-

ne bzw. mit dem Verfahren der Multislice-CT entsprechend mehrere Körperschichten des Pa-

tienten werden aus verschiedenen Richtungen senkrecht zur Körperachse durchstrahlt. Ein

Detektorensystem registriert die Schwächung der Röntgenstrahlen auf der gegenüberliegen-

den Seite. Heute werden überwiegend Rotationsscanner mit beweglichem Detektorsystem

(Fächerstrahl und ein aus 200 bis 1.000 Einheiten bestehendes Detektorfeld bewegen sich

zeitgleich um den betreffenden Körperabschnitt; Scanzeit 1-4 Sekunden; 3. CT-Geräte-

Generation) oder Rotationssysteme mit stationären Detektoren (Fächerstrahlgerät mit festste-

hendem Detektor, der den Patienten ringförmig umschließt; Scanzeit 3-8 Sekunden; Geräte

der 4. Generation) verwendet (Hofer,1997).

Die in den einzelnen Projektionen registrierten Schwächungswerte werden als Zahlenwerte in

den Computer eingegeben. Die daraus errechneten jeweiligen Dichtewerte werden mittels ei-

nes Digital-Analog-Converters als Grauwerte auf dem Monitor dargestellt. Kleinste Bildein-

heit der CT ist der einzelne errechnete Bildpunkt, das so genannte Bildelement (picture ele-

ment = Pixel). Dreidimensional dargestellt, unter Einbeziehung der verwendeten Schichtdicke

als Höhe, repräsentiert ein Bildelement das jeweilige Volumen eines Gewebeelementes (Vo-

lumenelement = Voxel). Der Dichtewert (CT-Wert), der als Zahlenwert bei der Bildrekon-

struktion das einzelne Voxel charakterisiert, ist ein Maß für die Strahlenabschwächung eines

bestimmten Gewebetyps in diesem Voxel und wird in Hounsfield-Einheiten (HE) gemessen.

Die nach oben offene Hounsfield-Skala reicht von den willkürlich festgesetzten Werten für

Luft (–1.000 HE) und Wasser (0 HE) bis auf über + 1.000 HE (z.B. Knochen) (Wegener,

1992). Die bildliche Wiedergabe der entsprechenden Dichtewerte würde also ca. 2.000 unter-

schiedliche Grautöne produzieren. Da das Abstufungsvermögen des menschlichen Auges ma-

ximal 20 unterschiedliche Graustufen erfasst, wäre die Visualisierung gemessener Dichteun-

terschiede nicht in ausreichendem Maße möglich. Ein bestimmter, willkürlich festgelegter

Bereich der CT-Werte wird für eine Bilddarstellung ausgewählt (Bildfenster). Über diesen

Bereich wird das gesamte Spektrum an Grauwerten gespreizt (Fensterbreite), wobei Dichte-

werte oberhalb der Obergrenze des Fensters weiß, unterhalb der Untergrenze schwarz darge-

stellt werden. Die Wahl der Fensterbreite bestimmt unter anderem den Kontrastreichtum der

- 14 -

Darstellung und ist abhängig von der jeweiligen diagnostischen Fragestellung (Schering,

1996).

2.1.1. Mehrschicht-Spiral-CT

Im Vergleich zur konventionellen CT-Technik , bei der die Aufnahme mehrerer Schichten

zeitlich versetzt hintereinander erfolgt, wird bei der Spiral-CT ein einziger Volumendatensatz

akquiriert, der eine lückenlose Berechnung auch dünner Schichten und kleiner Schichtabstän-

de erlaubt und überlappende Schichtrekonstruktionen nachträglich ermöglicht. Datenakquisi-

tion und Bildrekonstruktion erfolgen nun also zeitlich getrennt, weshalb zwischen Kollimati-

on (= Einblendung während der Aufnahme) und Schichtdicke (= Dicke der aufgenommenen

Bilder) unterschieden wird. (Vogl, 2003). Echte Volumendatensätze, die die Grundlage für

dreidimensionale Bildnachverarbeitungstechniken bilden, können mit der Spiral-CT aufge-

nommen werden (Ohnesorge, 1999). Die Aufnahmepausen, in denen in der konventionellen

CT der Patient jeweils um einen bestimmten Abstand (Tischvorschub) auf dem Untersu-

chungstisch in axialer Richtung weiterbewegt wird, entfallen. Dies führt zu einer deutlichen

Verkürzung der gesamten Scanzeit. Durch Atem- und Organbewegungen bedingte Artefakte

und Informationslücken entfallen bei hinreichend kurzer Aufnahmezeit, die Treffsicherheit

bei der Erfassung kleinster fokaler Herde ist bei der Spiral-CT deutlich höher (Hofer,1997).

Bei den meisten Einzelschicht-Spiral-Scannern muss die Annäherung an den Idealfall des in

drei Dimensionen isotropen Bildvoxels durch eine Verringerung des Aufnahmevolumens er-

kauft werden. Bei vorgegebener Untersuchungsdauer erzielt man größere Volumenabdeckung

oder verbesserte axiale Auflösung einerseits durch Steigerung der Rotationsgeschwindigkeit,

andererseits durch die gleichzeitige Aufnahme von mehr als einer Schicht (Ohnesorge, 1999).

Die heute verwendeten CT-Spiralen rotieren im Subsekunden-Bereich. Da aufgrund der Kol-

limation eines schmalen Strahlenfächers bei Einzelschicht CT-Scannern nur ein Bruchteil der

von der Röntgenröhre emittierten Quanten zum Bild beiträgt, wird bei Mehrzeiligkeit der De-

tektoren auch die Leistung der Röntgenröhre besser genutzt (Ohnesorge, 1999).

Obwohl mittlerweile bereits Geräte mit 64 Detektorzeilen existieren, wird im folgenden Be-

zug auf 4-Zeilen-Detektoren genommen, die zur Erstellung sämtlicher in der Arbeit verwen-

deter Bilder zur Anwendung kamen. Entscheidend ist weniger die Anzahl der Detektorzeilen,

als die Anzahl n der simultan aufgezeichneten Datensätze (Nagel, 2002, S. 41). Man unter-

scheidet zwischen zwei unterschiedlichen Detektortypen - dem Fixed-Array-Detektor, der

matrixartig aus Detektorelementen gleicher Größe zusammengesetzt ist, und dem Adaptive-

Array-Detektor, der aus in z-Richtung unterschiedlich breiten Detektorelementen aufgebaut

- 15 -

ist. Die kollimierten Schichtdicken ergeben sich durch strahler- und detektorseitige Einblen-

dungen sowie geeignetes Zusammenschalten der einzelnen Detektorelemente (Ohnesorge,

1999).

Die Vorteile der Mehrschicht-CT bestehen in erhöhter Scan-Geschwindigkeit, größerer Vo-

lumenabdeckung, verbesserter axialer Auflösung und besserer Nutzung der Röntgenröhre. All

diese Vorzüge dürfen allerdings nicht darüber hinwegtäuschen, dass Fortschritte in der Gerä-

tetechnik eher zur Verbesserung der Bildqualität genutzt werden, von der man sich natürlich

eine erhöhte Diagnosesicherheit verspricht, als im Hinblick auf den Strahlenschutzaspekt

(Nagel, 2002, S. 23-24). Da die meisten CT-Geräte (noch) ohne „Belichtungsautomatik“ ar-

beiten, die geräteseitig Kinder und schlanke Patienten vor unnötig hoher Strahlenbelastung

schützen würde, indem die Strahlendosis an Objektdurchmesser und Fragestellung angepasst

wird, bleibt für den Anwender teilweise erheblicher Spielraum im Bezug auf die verabreichte

Dosis (Nagel, 2002, S. 24). Einer beispielhaften Untersuchung der Universität Leipzig zufolge

führt ein schnellerer Scanner zu einer Erhöhung der Anzahl der gescannten Schichten, zieht

die Verfügbarkeit von Spiral-CT eine Zunahme der Scanlänge des untersuchten Körperab-

schnittes nach sich und wird eine höhere Strahlendosis verabreicht, wenn die technischen

Möglichkeiten dies zulassen (Gosch, 1998).

2.1.2. Begriffe im Zusammenhang mit Mehrschicht-Spiral-CT-Untersuchungen

2.1.2.1. Kollimation

Kollimation bedeutet die Ausblendung unerwünschter Strahlung an einem Strahlendetektor.

Primärkollimation: Röhrenseitige Blende, bestimmt Form des Dosisprofils, damit maßgeblich

für die Strahlenexposition/Patientendosis.

Sekundärkollimation: Detektorseitig vorgenommene Kollimation (Schichtprofil), entfernt den

längs zur Rotationsachse auftretenden Streustrahlenanteil, der nicht bildgebend ist.

Bei Mehrschicht-Systemen lässt sich die Kollimation nur für alle abzubildenden Schichten

gemeinsam vornehmen (Nagel, 2002, S. 40).

2.1.2.2. Pitch

Pitch bezeichnet den Tischvorschub pro Umdrehung bezogen auf die kollimierte Schichtdicke

(Einzelschicht CT-Scanner). Bezogen auf die Mehrschicht CT sind zwei unterschiedliche De-

finitionen gebräuchlich: Tischvorschub pro Röhrenumlauf bezogen auf die kollimierte Breite

einer Einzelschicht (=Volumenpitch; Pitchwerte sollten zwischen 5 und 7 liegen); Tischvor-

- 16 -

schub pro Röhrenumlauf bezogen auf die Gesamtbreite des Detektors (Anzahl n der aktiven

Detektorelemente multipliziert mit der Kollimation einer Einzelschicht; Pitchwerte liegen

meist zwischen 1 und 2) (Uffmann, 2001).

Pitchfaktoren <1: Ausdruck für überlappende

Pitchfaktoren >1: Ausdruck für dosissparende Schnittführung (Nagel, 2002, S. 41).

Pitch p: Tischvorschub TV⁄Schichtdicke h (Einzelschicht)

Pitch p: Tischvorschub TV⁄Schichtdicke h x N (Mehrschicht CT, N= Anzahl der

simultan gescannten Schichten)

Die Besonderheit der Mehrschicht CT-Geräte im Vergleich zur herkömmlichen CT besteht

darin, dass das Verhältnis von Tischvorschub zu Gesamtkollimation berücksichtigt werden

muss, da sich die Kollimation beim Mehrschicht-Gerät nur für alle abzubildenden Schichten

gemeinsam vornehmen lässt (bei der Einzelschicht-CT kann die Detektorzeile durch Zusam-

menwirken von röhren- und detektorseitiger Kollimation unterschiedlich breit gehalten wer-

den) (Nagel, 2002, S. 40).

2.1.2.3. Isotropes Voxel

Isotropes Voxel bedeutet, dass die Ortsauflösung sowohl in Richtung der z-Achse (Patienten-

längsachse) als auch in der jeweiligen Schichtebene exakt 1mm beträgt (Vogl, 2003).

2.1.2.4. Strom-Zeit-Produkt (mAs-Produkt)

Dabei handelt es sich um das Produkt aus Röhrenstrom (mA) und Abtastzeit (s). Die Strah-

lendosis ist direkt proportional zum mAs-Produkt. Trotz direktem, linearem Zusammenhang

zwischen Strom-Zeit-Produkt und Strahlendosis dürfen die beiden Begriffe nicht synonym

verwendet werden: Dieser Zusammenhang unterscheidet sich nämlich je nach verwendetem

Gerätetyp. Für den direkten Vergleich benötigt man deshalb spezielle Dosisgrößen; nur mit

diesen ist auch eine Beziehung zur Strahlenexposition konventioneller Röntgen-Verfahren

möglich (Nagel, 2002, S. 31).

2.1.2.5. Bildrauschen

Als Bildrauschen werden durch Zufallsprozesse verursachte Beiträge zum Signal (Störsigna-

le) bezeichnet, die keine verwertbare Information über die mit dem Signal zu erfassende

Messgröße enthalten.

- 17 -

2.1.2.6. Zusammenhang zwischen Dosis und Bildqualität

Dosis und Bildqualität stehen bei der CT in engem Zusammenhang. Die so genannte

Brooks`sche Formel beschriebt diesen Zusammenhang und bezieht sich auf veränderliche Pa-

rameter wie die Schichtdicke, die Dicke des Objektes und die effektive Strahlbreite. Bei Ver-

änderung einer der genannten Parameter muss auch eine Veränderung der verwendeten Dosis

erfolgen, sofern das Bildrauschen nicht zunehmen soll. Beispielsweise verdoppelt sich die er-

forderliche Dosis bei Halbierung der Schichtdicke. Bildrauschen und Dosis stehen dabei in

einem inversen quadratischen Zusammenhang zueinander. Das bedeutet z.B. eine Vervierfa-

chung der Dosis, wenn eine Halbierung des Bildrauschens gewünscht wird.

2.2. Niedrigdosis-CT

2.2.1. Strahlenexposition bei CT-Untersuchungen

Die Strahlenexposition der Bevölkerung durch die Röntgendiagnostik ist in Deutschland mit

etwa 2 mSv pro Kopf der Bevölkerung im Jahr relativ hoch. Die CT, die nur etwa vier Prozent

der Untersuchungen ausmacht, trägt mit fast 40 Prozent zur kollektiven effektiven Dosis der

Bevölkerung durch die Röntgendiagnostik bei (Bauer, 2000).

Entscheidend für die Gesundheitsgefährdung im Bereich niedriger Strahlendosen, in den rönt-

gendiagnostische Untersuchungen wie die CT fallen, sind die so genannten stochastischen

Strahlenschäden. Sie beruhen auf Transformation und Mutation betroffener Zellen und führen

zu neoplastischen Veränderungen und zu Erbkrankheiten. Dabei nimmt nicht die Schwere des

Schadens mit der Dosis zu (im Sinne einer dramatischeren Mutation bei höherer Dosis), son-

dern mit zunehmender Dosis steigt die Eintrittswahrscheinlichkeit eines Schadens (pathologi-

sche Veränderungen treten bei höherer Dosis mit größerer Häufigkeit auf) (Jung, 1995).

Bei Einzelpersonen ist die Herstellung eines Kausalzusammenhanges zwischen vorausgegan-

gener Strahlenexposition und klinisch manifester Tumorerkrankung prinzipiell nicht möglich,

da sich durch Strahlung verursachte Karzinome klinisch nicht von denjenigen unterscheiden,

die durch andere natürliche oder zivilisatorische Einflüsse entstehen. Das Strahlenkrebsrisiko

(ermittelt aus langjährigen klinischen Beobachtungen großer Patientengruppen nach medizini-

scher Strahlenanwendung) wird aus der Differenz der tatsächlich beobachteten und der statis-

tisch zu erwartenden Häufigkeit ermittelt.

Im Bereich kleiner Dosen beträgt das gesamte Strahlenkrebsrisiko 500 Fälle, wenn 100.000

Personen jeweils einer Strahlendosis von 0,1 Sv ausgesetzt waren; das entspricht einem indi-

- 18 -

viduellen Risiko von 5% pro Sievert. Berücksichtigt werden sollte bei der individuellen Risi-

koermittlung das Lebensalter des Patienten: Strahlenexposition im jüngeren Lebensalter, ins-

besondere bei Kindern und Jugendlichen, ist mit einem deutlich höheren Risiko verbunden.

Ältere Patienten haben aufgrund der langen Latenzzeiten bis zur klinischen Manifestation e-

ventuell induzierter Malignome ein geringeres Risiko (Jung, 1995). Gerade bei jungen Patien-

ten, insbesondere bei solchen, bei denen aufgrund einer chronischen Erkrankung wiederholte

CT-Untersuchungen erforderlich werden, sollte daher jede Möglichkeit einer Reduktion der

verabreichten Strahlendosis genutzt werden.

2.2.2. Dosisparameter bei CT-Untersuchungen

Röntgenstrahlen, die unseren Körper durchdringen, verteilen sich und werden absorbiert. Sie

interagieren mit dem durchdrungenen Gewebe und setzen Energie frei. Die freiwerdende E-

nergie bezeichnen wir als Dosis. Im Zusammenhang mit CT-Untersuchungen gilt Dosis als

Synonym für die lokale Intensität der Bestrahlung. Aufgrund nicht unerheblicher Unterschie-

de der CT zur konventionellen Röntgenuntersuchung (Dosisverteilung, Streustrahlung), die

ein einfaches Übernehmen dort verwendeter Begriffe und Messverfahren nicht erlaubt, emp-

fiehlt sich die Verwendung spezieller CT-geeigneter Dosisgrößen.

2.2.2.1. Lokale Dosisgrößen

Die lokalen Dosisgrößen stellen ein Maß für die Intensität der Bestrahlung innerhalb des be-

strahlten Körperabschnittes dar; synonym wird der Begriff Dosis verwendet.

Wichtigster Parameter ist der Computed Tomography Dose Index (CTDI). Hierbei handelt es

sich um den Äquivalentwert der Dosis, standardmäßig gemessen im Zentrum bzw. 1 cm un-

terhalb der Oberfläche von zylindrischen Plexiglasphantomen mit einem Durchmesser von 32

cm (Annäherung an die Schwächungsverhältnisse bei Thorax/Abdomen-Untersuchungen)

bzw. 16 cm (Schädel, bzw. pädiatrische Untersuchungen). Mittels Stabionisationskammer

wird die Dosisverteilung innerhalb der nominellen Schicht bestimmt, die sich ergeben würde,

wenn die gesamte absorbierte Strahlung in einem rechteckigen Profil mit der nominellen

Schichtdicke als Breite konzentriert wäre. Die Summe aller Beiträge des Dosisprofils wird

durch die nominelle Schichtdicke h dividiert.

Mathematische Definition: Aufsummierung aller Dosisbestandteile entlang einer Linie, die

parallel zur Rotationsachse des Scanners (= z-Achse) liegt. D (z) ist der Wert der Dosis an

einem Punkt z:

- 19 -

CTDI = 1/h x ∫ D(z) x dz (2.1.)

Als Maßeinheit gilt Milli-Gray (mGy).

Da bei der Mehrschicht-CT stets die Anzahl N der simultan gescannten Schichten berücksich-

tigt werden muss, lautet die entsprechend modifizierte Formel für Mehrschicht-Geräte (Nagel,

2002):

CTDIMSCT = 1/ N x h x ∫ D (z) x dz (2.2)

Es gibt mehrere unterschiedliche Definitionen des CTDI. Üblicherweise verwendet wird heute

der CTDI 100, bei dem die Integrationslänge (zu erfassende Länge des Dosisprofils) 100 mm

beträgt. Bezogen auf das gescannte Volumen ist die Verteilung der Dosis nicht einheitlich.

Dem zentral stets niedriger als an der Oberfläche gemessenen Werten trägt die Einführung des

gewichteten CTDI Rechnung:

CTDIw = 1/3 CTDI 100(central) + 2/3 CTDI100 (peripher) (2.3)

Die pro mAs durch den CTDI ausgedrückte Dosis ist abhängig von der Schichtkollimation,

der verwendeten Röhrenspannung und dem jeweiligen Scan-Modus. Der CTDI-Wert charak-

terisiert den jeweiligen CT-Scanner und wird vom verwendeten Gerät angezeigt.

Die in Deutschland gebräuchliche Dosis frei Luft auf der Systemachse weist als einzigen Un-

terschied gegenüber dem zuvor genannten CTDI auf, dass die ebenfalls im Drehzentrum vor-

genommene Messung ohne Verwendung eines Phantoms durchgeführt wird. Messgröße die-

ses CTDI ist das Luftkerma (Ka), d.h. die quantitative Erfassung der ionisierenden Strahlung,

die bei Wechselwirkung mit dem Detektormaterial Luft freigesetzt wird. Für Mehrschicht-CT

Geräte gilt:

CTDI Luft = 1/ N x h x ∫ Ka (z) x dz (2.4)

2.2.2.2. Integrale Dosisgrößen

Integrale Dosisgrößen beziehen im Gegensatz zu lokalen Dosisgrößen die Ausdehnung des

bestrahlten Körperabschnittes mit ein und beschreiben damit das gesamte Ausmaß einer Be-

strahlung. Damit sind integrale Dosisgrößen am ehesten dem Begriff der „Strahlenexposition“

zuzuordnen. Hierzu gehört das Dosislängenprodukt (DLP), d.h. das Produkt aus Dosis (CTDI)

und Länge des bestrahlten Abschnittes. Wie beim CTDI handelt es sich um das Produkt aus

Intensität und Ausdehnung einer Bestrahlung. Der Unterschied besteht darin, dass sich im

Falle des DLP der Begriff „Länge“ auf die gesamte Scanlänge des betreffenden Körperab-

schnittes bezieht. Die Ausdehnung betrifft also die gesamte Scanserie. Man multipliziert den

- 20 -

jeweiligen CTDI mit dem Produkt aus Anzahl n der einzelnen Schichten und der jeweiligen

Schichtdicke h (in cm!). Für Mehrschicht-CT-Scans gilt:

DLPLuft = CTDILuft x n x N x h (2.5)

Als Maßeinheit gilt mGy x cm.

N bezieht sich wiederum auf die Gesamt-Kollimation (= Anzahl der simultan gescannten

Schichten), während n für die Anzahl der Rotationen in Spiral-Technik steht.

2.2.2.3. Effektive Dosis

Im Gegensatz zu den oben genannten scannerbezogenen Dosisgrößen, die sich auf die Ab-

sorption von Energie beziehen, handelt es sich bei der effektiven Dosis um eine patientenbe-

zogene Dosisgröße. Die effektive Dosis soll die Beziehung zum biologischen Strahlenrisiko

der bei einer CT-Untersuchung absorbierten Dosis herstellen. Die Organdosiswerte (= absor-

bierte Energie pro Masse des Organs) von Teilkörperexpositionen werden dabei so umge-

rechnet, als handle es sich um eine gleichmäßige Ganzkörperexposition. Für einzelne Organe

existieren Tabellen mit unterschiedlichen Gewebe-Wichtungsfaktoren, die abhängig von der

jeweiligen Strahlensensibilität des entsprechenden Gewebes sind. Diese werden mit der ver-

abreichten Energiedosis multipliziert, anschließend werden die einzelnen Werte aufsummiert.

Die komplizierte Berechnung der effektiven Dosis wird unter Einbeziehung der jeweiligen

Scanner-Parameter pro Untersuchung durch entsprechende Computerprogramme berechnet.

Diese Dosisgröße gestattet den Vergleich unterschiedlicher Untersuchungsverfahren mit ioni-

sierender Strahlung.

Meßgröße ist die Äquivalentdosis ( = Strahlungsenergie/Masse x Bewertungsfaktor).

Als Maßeinheit gilt Sievert (Sv).

Die Effektive Dosis E ist der gewichtete Mittelwert aus den Dosiswerten DOrg,i für eine Reihe

festgelegter Organe (Nagel, 2002, S. 6 ff) (Kalender, 2000):

E = ∑ wi x Dorg,i (2.6)

2.2.3. Niedrigdosisuntersuchung des Thorax/Möglichkeiten zur Dosisreduktion

Bei der Niedrigdosis-CT (ND-CT) handelt es sich um eine CT-Untersuchung, bei der es in-

folge besonders gewählter Untersuchungsparameter zu einer deutlichen Reduktion der Patien-

tendosis im Vergleich zu CT-Untersuchungen mit Standard-Dosis (SD-CT) kommt (Nagel,

2002, S. 47).

- 21 -

Aus zwei Gründen bietet sich die Anwendung des sogenannten Niedrigdosis-Verfahrens zur

Diagnostik pulmonaler Erkrankungen besonders an: Zum einen ist im Bereich des Thorax die

Absorption von Röntgenstrahlen deutlich geringer als beispielsweise im Abdomen (Herzog,

2002), zum anderen handelt es sich bei der Lunge um ein so genanntes „hochkontrastiges“

Organ, d.h. um ein Organ mit relativ hohen Dichteunterschieden zwischen Alveolarraum

(lufthaltig) und umliegendem Gewebe (Interstitielles Lungengerüst, Mediastinum) bzw.

Strukturen wie Bronchien und Gefäßen. Auch pathologische Veränderungen, wie z.B. ent-

zündliche Infiltrate, kommen aufgrund des hohen Kontrastes gut zur Darstellung. Der Zu-

sammenhang Dosisreduktion = Erhöhung des Bildrauschens (siehe oben) und damit Informa-

tionsverlust trifft vor allen Dingen auf die Erkennbarkeit von Strukturen niedrigen Kontrastes

zu. Die Erkennbarkeit von Hochkontrastdetails ist nur in geringem Ausmaß von der Dosis ab-

hängig.

2.3. Eigene Untersuchungen

2.3.1. Technische Daten

Alle im Rahmen der Arbeit ausgewerteten Niedrigdosis-Untersuchungen wurden mit dem 4-

Zeilen-Spiral-Computertomographen Philips Mx8000 (Scanner der 3. Generation) durchge-

führt. Folgende Scanparameter wurden für alle genannten Untersuchungen eingesetzt:

Pitch = 1,75

Kollimation = 1 mm

Effektive Schichtdicke = 1,3 mm

Rotationszeit = 0,5 Sekunden

Röhrenstrom = 35 mA

Strom-Zeit-Produkt/Schicht = 10 mAs

Röhrenspannung = 120 kV

Fenster W 1600 = L-600 (Auswertung im Lungenfenster)

Gewichteter CTDI (CTDIw) = 1,0 mGy

Die Auswertung der Bilder erfolgte auf Arbeitsstationen mit 1.000 x 1.000 Bildelementen

(Agfa Impax Version 4104.09.2004). Der Rekonstruktionsalgorithmus „C“ wurde für alle

Aufnahmen verwendet. Zur Auswertung der Scans wurden ausschließlich auf 3 mm Schicht-

dicke fusionierte Aufnahmen in axialer Rekonstruktion bewertet.

- 22 -

2.3.2. Effektive Dosis

Messung

Gemessen am Alderson Phantom (Niedrigdosis-Thorax-CT nach oben angegebenem Proto-

koll durchgeführt; Gerät: Philips Mx 8000, LMU München, Institut für diagnostische und in-

terventionelle Radiologie, Klinikum Innenstadt) ergibt sich folgender Wert:

Effektive Dosis: 0,50 mSv

Berrechnung

Errechnet ergibt sich (Formel nach Nagel, Hans Dieter, 2002):

E = DLPluft x fmittel x kCT (2.7)

wobei DLPluft = CTDIluft x Q(mAs) x pitch x N(Zeilen) x h(Schichtdicke) x n

(Umdrehungen)

und CTDIluft = 0,212 mGy/mAs

Pitch = 1,75

Scanlänge = 30 cm (Erwachsene), entsprechend 43 Umdrehungen

kCT = 1 (Gerätefaktor; zuständig für die Geräte-spezifische Korrektur)

Fmittel = Mittelwert der Konversionsfaktoren von Dosis frei Luft auf der

Systemachse, in effektive Dosis für unterschiedliche Körperab-

schnitte und Patientengruppen (mSV/mGy x cm)

2.3.3. Patienten

Innerhalb eines Zeitraumes von 13 Monaten (11.01.2002 - 06.02.2003) wurden bei 145 Pati-

enten (männlich: n =72, weiblich: n =73) nach dem unter 2.3.1. aufgeführten Untersuchungs-

protokoll CT-Untersuchungen des Thorax im Niedrigdosisverfahren durchgeführt. Um eine

Korrelation mit der Körpermasse zu ermöglichen, erfolgte die Berechnung des Body-Mass-

Index (BMI) der untersuchten Patienten. Die dafür erforderlichen Parameter Körpergröße und

Körpergewicht ermittelten wir anhand der erfassten Daten bei stationärer Aufnahme (Patien-

tenakte) oder im Rahmen spezieller Untersuchungen (z.B. Lungenfunktionsuntersuchung).

Ausgeschlossen von der Auswertung wurden Patienten, bei denen Körpergröße und Gewicht

in angemessenem zeitlichen Abstand zum Untersuchungszeitpunkt nicht oder nicht sicher zu

ermitteln waren (n =16). Im Mittel betrug der Abstand zwischen Durchführung der CT-

- 23 -

Untersuchung und Bestimmung von Körpergröße und -gewicht 5 Tage, in wenigen Fällen

mehrere Wochen, jedoch in keinem Fall mehr als 11 Wochen.

Weiterhin ausgeschlossen wurden Patienten, bei denen bei Durchführung der Untersuchung

eine Anpassung der verabreichten Dosis durch Erhöhung des Strom-Zeitproduktes stattgefun-

den hatte (n =12).

Bei der Auswertung ebenfalls nicht berücksichtigt wurden Patienten, die zum Zeitpunkt der

Untersuchung das 18. Lebensjahr noch nicht vollendet hatten (n =12).

Insgesamt wurden daher 105 Patienten in unsere Untersuchungen eingeschlossen, 51 männli-

che und 54 weibliche Patienten.

Der BMI (siehe Tabelle 1) als Maß zur Bestimmung des Normalgewichtes ergibt sich aus

dem Quotienten des Körpergewichtes einer Person in Kilogramm und dem Quadrat der Kör-

pergröße in Metern:

BMI = Körpergewicht / (Körpergröße 2) (kg/m2)

Tabelle 2.1.: Einteilung BMI in Gewichtsklassen (Definition nach WHO):

Gewichtsklassen: Pat.gesamt Männer Frauen

Untergewicht: BMI <18,5 (kg/m2) 11 3 (28%) 8 (72%)

Normalgewicht: BMI 18,5 – 24,9 (kg/m2) 70 35 (50%) 35 (50%)

*Übergewicht: BMI ≥25 (kg/m2) 24 13 (54%) 11 (46%)

*Beinhaltet in unseren Untersuchungen die Unterklasse „obese“ = Fettsucht, die laut WHO-Definition einen

BMI ≥ 30 (kg/m2) klassifiziert (WHO, 2000). Diese Klasse wurde als eigenständiger Parameter in unseren Un-

tersuchungen aufgrund zu geringer Fallzahl (n =4) nicht separat berücksichtigt, sondern unter „Übergewicht“

subsummiert.

Anlass der Untersuchung der Patienten war die Diagnostik einer akuten oder chronischen

Lungenerkrankung. Es handelte sich sowohl um Erstuntersuchungen/Untersuchung zum Aus-

schluss einer pulmonalen Erkrankung als auch um Verlaufskontrollen bzw. Untersuchungen

bei klinischer Verschlechterung bei bekannten bestehenden pathologischen Veränderungen

(z.B. Infektexacerbation bei bekannter Cystischer Fibrose). Bei Mehrfachuntersuchungen des-

selben Patienten verwendeten wir zur Bewertung im Rahmen der Studie jeweils die erste in

Niedrigdosistechnik durchgeführte CT-Untersuchung. Die Diagnosen der zugrunde liegenden

Erkrankungen variierten, wobei es sich in der überwiegenden Anzahl der Fälle um gutartige,

oft entzündlich bedingte oder veränderte Prozesse handelte, die im Verlauf zu einem großen

- 24 -

Teil chronisch, zum Teil auch chronisch-progredient verliefen. Insgesamt litten 37 Patienten

an einer cystischen Fibrose, 12 an einer COPD, 9 Patienten wurden im Rahmen der Abklä-

rung eines Asthma bronchiale, einer chronischen Bronchitis bzw. einer exogen-allergischen

Alveolitis der Bildgebung unterzogen. Entzündliche pulmonale Veränderungen im Sinne ei-

ner Pneumonie bzw. einer Mycobacteriose/Tbc fanden sich in 7 Fällen. Erkrankungen, bei

denen der fibrotische Umbau des Lungengewebes im Vordergrund stand (incl. der idiopathi-

schen Fibrose ) fanden sich insgesamt 11-mal. Unterschiedliche, jedoch ebenfalls benigne

pulmonale/pleurale Erkrankungen gaben bei weiteren 12 Patienten Anlass zur Durchführung

einer CT-Untersuchung im low-dose-Verfahren. Nur in 17 von insgesamt 105 untersuchten

Fällen handelte es sich um eine vermutete oder bereits bekannte maligne Grunderkrankung

(Bronchialkarzinome/Lymphome/pulmonale Sekundärtumore). Als Screeningverfahren zur

frühzeitigen Erfassung eines eventuell bestehenden Bronchialkarzinoms bei Risikopatienten,

mit dem sich verschiedene Studien intensiv befasst haben (Diederich, Wormans, 2004; Sone,

2001; Swenson, 2002), wurde die Niedrigdosis-CT im Rahmen unseres Untersuchungsproto-

kolls nicht eingesetzt.

2.4. Auswertung

2.4.1. Bewertungsmaßstab

Die Bewertung der CT-Bilder erfolgte anhand eines standardisierten, semiquantitativen Be-

wertungsmaßstabes für die Bildgüte auf der Grundlage der Beurteilung von kleinen anatomi-

schen Strukturen. Dazu wurden die angefertigten Scans, die alle mit den gleichen reduzierten,

fixierten Dosiswerten angefertigt wurden, der unabhängigen Beurteilung nach den Kriterien

der Bildqualität durch 5 verschiedene Untersucher unterzogen. Für die Evaluation der Bild-

qualität wurde eine 4-gliedrige Bewertungsskala (4 = Beurteilbarkeit = sehr gut; 1 = Beur-

teilbarkeit deutlich eingeschränkt = schlecht) verwendet. Die Erkennbarkeit anatomischer

Strukturen (Bronchien, Blutgefäße) innerhalb des dargestellten pulmonalen Gewebes der je-

weiligen Aufnahme bzw. die Abgrenzbarkeit gegen andere Strukturen/umliegendes Gewebe

wurde von jedem der Untersucher pro Patient in jeweils identischer Schichthöhe beurteilt. Für

jede Aufnahme erfolgte seitengetrennt (rechts/links) die Bewertung von Hilusbereich (= zent-

ral), Lungenkern und Lungenmantel (= peripher) (siehe unten/Definitonen), woraus sich be-

reits sechs mögliche Ergebnisse ableiten lassen. Es wurden jedoch pro Patient jeweils drei

verschiedene Schichten auf jeder Seite ausgewertet: Auf Höhe der Carina sowie jeweils 5 cm

darüber und darunter (insgesamt 18 mögliche Ereignisse). Die anschließende Zusammenfas-

- 25 -

sung der Bewertung der 3 unterschiedlichen Schichthöhen sowie der beiden Seiten erlaubt

eine exemplarische Beurteilung der gesamten dargestellten Lunge pro Patient. In den verge-

benen Gesamtbewertungsmaßstab fließen sämtliche pro Patient vergebenen Punktwerte aller

Lokalisationen ein. Für die Auswertung ergibt sich somit eine maximale Punktzahl von 24,

die niedrigste mögliche Zahl beträgt 6 Punkte bei insgesamt (24 – 6) + 1 = 19 verschiedenen

Ereignissen.

2.4.2. Definitionen des Bewertungsmaßstabs

2.4.2.1. Abzugrenzende Strukturen

Bronchialwände – Blutgefäße

Bronchialwände – Bronchiallumen

Bronchialwände – ventilierte Lunge

Blutgefäße – ventilierte Lunge

2.4.2.2. Abgrenzbarkeit verschiedener Strukturen

1 = Strukturen nicht erkennbar

2 = Strukturen erkennbar, aber nicht gegen Nachbarstrukturen abgrenzbar

3 = Strukturen erkennbar, aber nicht vollständig gegen Nachbarstrukturen abzugrenzen

oder Abgrenzung unscharf

4 = Strukturen erkennbar und vollständig gegen Nachbarstrukturen abgrenzbar

2.4.2.3. Lokalisationen

Hilusbereich = Radius von 3 cm um den Durchtrittspunkt des Hauptbronchus durch die

Mediastinalbegrenzung

Lungenkern = Zwischen Hilusbereich und Lungenmantel

Lungenmantel = Äußerste 2 cm subpleural

2.4.3. Untersucher

Die Beurteilung und Bewertung wurde ausschließlich von Ärzten vorgenommen, die im Be-

reich der diagnostischen Radiologie tätig waren. Alle verfügten über mehrjährige Berufserfah-

rung und hatten die Facharztweiterbildung entweder bereits abgeschlossen oder waren auf

dem Weg zum Erwerb der Facharztreife unterschiedlich weit fortgeschritten.

- 26 -

Untersucher 1 = Weiterbildungsassistentin, 6-jährige Berufserfahrung diagnost. Radiologie

Untersucher 2 = Weiterbildungsassistentin, 2-jährige Berufserfahrung diagnost. Radiologie

Untersucher 3 = Weiterbildungsassistent, 3-jährige Berufserfahrung diagnost. Radiologie

Untersucher 4 = Weiterbildungsassistent, 2-jährige Berufserfahrung diagnost. Radiologie

Untersucher 5 = Oberarzt der radiologischen Abteilung, Facharzt für diagnostische Radio-

logie mit 10 jähriger Berufserfahrung

Zur Auswertung der Bilder erfolgte eine Aufteilung in 5 Blöcke von jeweils 20-30 Untersu-

chungen, die Reihenfolge der Bewertungen der einzelnen Blöcke war für jeden Untersucher

unterschiedlich. Die Verteilung erfolgte, indem die Reihenfolge der Auswertung für jeden

Untersucher zuvor ausgewürfelt wurde, so dass sich folgende Reihenfolgen der Bewertung

ergaben:

Untersucher 1: Bewertung von Block 5 – 1 – 3 – 2 – 4





Alle Untersucher erhielten vor Beginn der Auswertung eine ausführliche Einweisung in die

Anwendung des oben aufgeführten Bewertungsmaßstabes.

2.4.4. Auswertung und statistische Untersuchungen

Sämtliche Daten wurden in Excel-Dateien gespeichert. Zur statistischen Auswertung und zur

Erstellung von Graphiken wurde das Programm Excel 97 verwendet. Die statistische Auswer-

tung erfolgte einerseits deskriptiv in tabellarischer Form zur Darstellung der prozentualen

Verteilung der Bewertung der Bildgüte pro Untersucher innerhalb der unterschiedlichen Ge-

wichtsklassen, andererseits verwendeten wir für die statistische Auswertung den Chi-Quadrat-

Test (Glantz 1997), bzw. Fisher`s exact Test, wenn unsere Daten die Kriterien zur Anwen-

dung des Chi-Quadrat-Testes nicht erfüllten (der Erwartungswert darf in keinem der vier Fel-

der 5 unterschreiten).

Alle in diese Untersuchung eingeschlossenen CT-Bilder wurden anhand des oben angeführten

Bewertungsmaßstabes von fünf verschiedenen Radiologen untersucht, die die Darstellbarkeit

kleiner anatomischer Strukturen bei Durchführung der Aufnahmen in low-dose-Technik be-

- 27 -

werten sollten. Ziel der Untersuchung war es dabei, eine Aussage hinsichtlich der Qualität der

Bilder im Hinblick auf ihre diagnostische Verwertbarkeit treffen zu können.

Im Rahmen des Bewertungsmaßstabes, der darauf beruht, wie gut bzw. schlecht die verschie-

denen anatomischen Strukturen im untersuchten Bereich zur Darstellung kamen, musste es

daher eine Grenze geben, ober- und unterhalb derer die Bildgüte als gut, also diagnostisch

verwertbar, oder als schlecht, also als für diagnostische Untersuchungszwecke ungeeignet zu

werten ist.

Diese Grenze setzten wir bei einer im Rahmen des Bewertungsmaßstabes vergebenen Ge-

samtpunktzahl von:

Gesamtpunkte ≥ 18 – 24 = Bildgüte gut bis sehr gut

Gesamtpunkte < 18 = Bildgüte unzureichend

Bezogen auf die Lungenperipherie (= Lungenmantel) – ein aufgrund der erschwerten Dar-

stellbarkeit kleiner anatomischer Strukturen gesondert zu betrachtenden Bereich – gilt hier bei

einem Maximalpunktwert von 4 pro Seite und untersuchter Schicht:

Punktwert ≥ 3 pro Seite = Bildgüte gut bis sehr gut

Punktwert < 3 pro Seite = Bildgüte unzureichend

- 28 -

3. Ergebnisse

Bei der Durchführung bildgebender Untersuchungsverfahren wie der Computertomographie

bei krankhaften pulmonalen Veränderungen beurteilt man zum Auffinden sowie in der Ver-

laufskontrolle pathologischer Prozesse stets die gesamte Lunge. Für statistische Untersuchun-

gen verwendeten wir deshalb stets die Summe der pro Patient insgesamt vergebenen Punkte

des Bewertungsmaßstabes für die Bildgüte auf der Grundlage der Beurteilung von kleinen

anatomischen Strukturen. Eine in der Auswertung erzielte Gesamtpunktzahl von ≥ 18 über

alle beurteilten Lungenabschnitte und beide Seiten (rechts/links) pro Patient werteten wir da-

bei als sehr gut bis gut, da für dieses Ergebnis kleine Strukturen insgesamt erkennbar und zu-

mindest teilweise gegen Nachbarstrukturen abzugrenzen sein mussten.

Bei der Bewertung der Bildgüte kommt jedoch einem Bereich besondere Bedeutung zu: Auf-

grund der Schwierigkeit der Darstellbarkeit von kleinen anatomischen Strukturen wie Bron-

chien und Blutgefäßen in der Peripherie des Lungengewebes (= Lungenmantel) bereits in

nicht pathologisch verändertem Lungengewebe beurteilten wir diesen Abschnitt besonders

aufmerksam. Wir verglichen also speziell für diesen Bereich die Ergebnisse anhand der ver-

gebenen Einzelpunkte pro Seite – um den oben genannten Anspruch für ausreichende Bildgü-

te zu erfüllen, musste dabei eine Einzelpunktzahl von ≥ 3 pro untersuchter Seite pro Patient

erzielt werden. Eine Diskrepanz bezüglich der Bildgüte des Gesamtbildes und der Einzelbe-

wertung der Peripherie, d.h. bei einer Gesamtpunktzahl von ≥ 18 für Hilusbereich, Lungen-

kern und Lungenperipherie eine Einzelpunktzahl von ≤ 2 im Bereich der Lungenperipherie

stellten wir deshalb gesondert dar (siehe unten).

3.1. Deskriptive Statistik: Beurteilung der Bildgüte durch Untersucher

Die Bewertung der Bildgüte durch fünf verschiedene Untersucher ist in Tabelle 1 für die ge-

samte Lunge, in Tabelle 2 für die Lungenperipherie dargestellt. Bei der Bewertung wurden

die Patienten anhand ihrer Body-Mass-Indices in drei verschiedene Gruppen aufgeteilt: Pati-

enten mit Untergewicht (der BMI-Range des von uns untersuchten Kollektives lag bei 12,9 –

18,4 kg/m2, der Mittelwert bei 16,9 kg/m2), Patienten mit Normalgewicht (Range 18,5 – 24,9

kg/m2; Mittelwert 21,6 kg/m2) oder mit Übergewicht (Range 25,0 – 42,2 kg/m2; Mittelwert

28,5 kg/m2).

- 29 -

Tabelle 3.1: Beurteilung mittels Bewertungsmaßstab (gesamte Lunge): Sehr gute bis gute Bildqualität auf der Grundlage der Beurteilung der Darstellbarkeit von kleinen anatomischen Strukturen der ge-samten Lunge, Gesamtpunktzahl ≥ 18.

Untersucher Untergewicht:

BMI < 18,5 kg/m2

(n=11) (%)

Normalgewicht:

BMI ≥18,5 und

≤ 24,9 kg/m2

(n=70) (%)

Übergewicht:

BMI ≥ 25 kg/m2 (n=24) (%)

Patienten

gesamt

(n=105) (%)

Untersucher 1 10 (91%) 49 (70%) 17 (71%) 76 (72%)

Untersucher 2 9 (82%) 64 (91%) 16 (67%) 89 (85%)

Untersucher 3 11 (100%) 70 (100%) 16 (67%) 97 (92%)

Untersucher 4 9 (82%) 65 (93%) 16 (67%) 90 (86%)

Untersucher 5 11 (100%) 64 (91%) 18 (75%) 93 (89%)

Untersucher gesamt 10 (91%) 62 (89%) 17 (69%) 89 (85%)

Untersucher 2-5 (ohne US 1)

66 (94%)

Tabelle 3.2: Beurteilung mittels Bewertungsmaßstab (Lungenperipherie): Bildgüte auf der Grundlage der Beurteilung von kleinen anatomischen Strukturen im Bereich der Lungenperipherie, Anzahl der Patienten, die bei einer Gesamtpunktzahl von ≥ 18 (in allen untersuchten Lungenabschnitten) im Be-reich des Lungenmantels nur eine Einzelpunktzahl von ≤ 2 pro Seite erzielten.

Untergewicht:

BMI < 18,5 kg/m2

(n=11) (%)

Normalgewicht:

BMI ≥18,5 und

≤ 24,9 kg/m2

(n=70) (%)

Übergewicht:

BMI ≥ 25 kg/m2

(n=24) (%)

Patienten gesamt

(n=105) (%)

Untersucher 1 1 (9%) 9 (12,9%) 1 (4,2%) 11 (10,5%)

Untersucher 2 1 (9%) 3 (4,3%) 0 4 ( 3,8%)

Untersucher 3 1 (9%) 1 (1,4%) 2 (8,3%) 4 ( 3,8%)

Untersucher 4 2 (18, 2%) 4 (5,7%) 3 (12,5%) 9 ( 8,6%)

Untersucher 5 4 ( 36,4%) 25 (35,7%) 11 (45,8%) 40 (38%)

Untersucher gesamt 2 (16,4%) 8 (12%) 3 (14,2%) 13 (12%)

Untersucher 1-4

(ohne US 5)

1 (11,4%) 4 ( 6%) 2 ( 6,3%) 7 (7%)

- 30 -

3.1.1. Untergewichtige Patienten (BMI < 18,5 kg/m2)

3.1.1.1.Gesamtwertung

Eine sehr gute bis gute Darstellung kleiner anatomischer Strukturen, entsprechend einem Ge-

samtpunktwert von ≥ 18 im Bewertungsmaßstab, fanden unsere Untersucher in 82 - 100 %

der untersuchten CT-Bilder (9-11 von 11 Patienten). Durchschnittlich 91 % der zur Darstel-

lung gekommenen Bilder von Patienten mit einem Body Mass Index <18,5 kg/m2 genügten

damit den Anforderungen der befundenden Radiologen bezüglich einer guten Darstellbarkeit

kleiner anatomischer Strukturen (siehe Abbildung 1).

3.1.1.2. Lungenperipherie

Hier fand sich einen deutlichen Unterschied zwischen einem der Untersucher und den anderen

vier Untersuchern: Für Untersucher 5 ergab sich in 36,4% der Fälle eine Diskrepanz zwischen

einer guten Gesamtbewertung und einer schlechten Bildgüte im Bereich des Lungenmantels

(4 von 11 Patienten). Für Untersucher 1-4 traf diese Einschätzung im Durchschnitt nur auf

11,4% der Patienten dieser Gewichtsklasse zu (1 von 11 Patienten). Zu beachten ist, dass es

sich bei diesem Patientenkollektiv nur um eine sehr kleine Gesamtzahl handelt!

Abbildung 3.1.: 27jährige Patientin, Grunderkrankung CF, BMI = 18,1 (kg/m2)

- 31 -

3.1.2. Normalgewichtige Patienten (BMI ≥18,5 und ≤ 24,9 kg/m2)

3.1.2.1. Gesamtwertung

Von fünf Untersuchern fanden vier (Untersucher 2-5) in 94% der Untersuchungen die Bild-

qualität der normalgewichtigen Patienten gut bis sehr gut (66 von 70 Patienten). Bei Untersu-

cher 1 hingegen erzielten nur 70% der untersuchten Patienten dieser Gewichtsklasse einen

Gesamtpunktwert von ≥ 18 (49 von 70 Patienten). Mit einem Durchschnittswert aller Unter-

sucher von 89% fand sich bei 62 von 70 Patienten eine gute bis sehr gute Bildgüte bezüglich

der Darstellbarkeit kleiner anatomischer Strukturen anhand des Bewertungsmaßstabes (Ab-

bildung 2). Allerdings gab es in der Beurteilung dieser Patientengruppe eine deutliche Abwei-

chung eines Untersuchers im Vergleich zu den anderen vier Untersuchern.


Ein Unterschied zwischen guter Gesamtbewertung bezüglich der Darstellbarkeit kleiner ana-

tomischer Strukturen und schlechter Beurteilung diesbezüglich im peripheren Bereich fand

sich für normalgewichtige Patienten (s. Abb. 3.2) für alle Untersucher im Schnitt in 12% der

Fälle (8 von 70 Patienten). Auch in dieser Gruppe fand sich jedoch bezüglich dieser Einschät-

zung als „Ausreißer“ wieder Untersucher 5, der diese Diskrepanz in knapp 36% der Fälle ge-

geben sah (25 von 70). Betrachtet man Untersucher 1-4 gesondert sinkt der Durchschnittswert

auf insgesamt 6% aller untersuchten Patienten dieser Gewichtsklasse (4 von 70 Patienten).

Abbildung 3.2.: 22jähriger Patient, Grunderkrankung Spontanpneumothorax, BMI= 22,0 (kg/m2)

- 32 -

3.1.3. Übergewichtige Patienten (BMI ≥ 25 kg/m2)


Von insgesamt 24 untersuchten Patienten mit Übergewicht erzielten im Schnitt 17 (= 69%)

eine gute bis sehr gute Berteilung bezüglich der Darstellbarkeit kleiner anatomischer Struktu-

ren. In dieser Patientengruppe fand sich -analog zur Gruppe der untergewichtigen Patienten-

keine herausragende Abweichung zwischen den einzelnen Untersuchern: Alle Ergebnisse

fanden sich innerhalb einer Spannbreite von 67 - 75%. Auch Untersucher 1 lag mit 17 von 24

Patienten bei 71% und damit im Durchschnitt.


Eine Minderung der Bildgüte im Bereich der Peripherie bei guter Gesamtbewertung fand sich

in dieser Gewichtsklasse mit Ausnahme von 2 abweichenden Ergebnissen im Schnitt bei 2

von 24 Patienten (6,3%). Wie bereits in den zuvor genannten Gruppen fiel der Anteil dieser

Patienten bei Untersucher 5 deutlich höher aus: 11 von 24 Patienten, dies bedeutet einen An-

teil von 45,8%. Dem gegenüber steht das Ergebnis von Untersucher 2, der bei keinem einzi-

gen der 24 übergewichtigen Patienten eine Abweichung zwischen guter Bewertung in der Pe-

ripherie und in der Gesamtbewertung ausmachen konnte.

Abbildung 3.3.: 61jährige Patientin, Grunderkrankung COPD, BMI = 30,9(kg/m2)

- 33 -

3.1.4. Patienten insgesamt


Im Durchschnitt erzielten 89 von 105 Patienten (= 85%) einen Gesamtpunktwert ≥ 18 im

Rahmen des Bewertungsmaßstabes für die Bildgüte der untersuchten CT-Bilder. Es fand sich

eine Spannbreite von 89 bis 97 von insgesamt 105 Patienten, die eine Punktzahl von ≥ 18 er-

zielten (85 – 92 %) für vier der insgesamt fünf Radiologen, die die Beurteilung vorgenom-

men haben. In diesen Fällen fand sich für alle vier der größte Sprung bezüglich einer Punkt-

vergabe von ≥ 18 zwischen der Gruppe der normalgewichtigen (Body Mass Index ≥18,5 und

≤ 24,9 kg/m2) und der Gruppe der übergewichtigen Patienten (Body Mass Index ≥ 25 kg/m2)

(siehe oben).

Nur in einem Fall fand sich eine größere Abweichung: Untersucher 1 bescheinigte nur 76 der

insgesamt 105 Patienten eine gute bis sehr gute Bildqualität (= 72%), wobei in diesem Fall die

abweichenden Bewertungen hauptsächlich in der Gruppe der normalgewichtigen Patienten

(Body Mass Index ≥18,5 bis ≤ 24,9 kg/m2) zu finden waren. Unter- bzw. übergewichtige Pa-

tienten bewertete auch dieser Untersucher ohne größere Abweichung zu den anderen vier Un-

tersuchern (siehe oben).


Im Durchschnitt fand sich eine Diskrepanz von einer guten Gesamtbewertung (Punktzahl der

Bewertungsskala ≥ 18 für alle Lungenabschnitte und beide Seiten der untersuchten Patienten)

und einer schlechten Bewertung speziell der Lungenperipherie (Punktzahl der Bewertungs-

skala ≤ 2 pro Seite) in 13% der Fälle (13 von 105 Patienten).

Allerdings gab es auch hier im Falle eines Untersuchers größere Abweichungen, im Gegen-

satz zu den oben genannten Abweichungen, die hauptsächlich eine Untergruppe betrafen, zie-

hen sich die Differenzen zu den anderen 4 Untersuchern in diesem Fall durch alle drei unter-

suchten Gewichtsklassen. Untersucher 5 stellte bei der Punktvergabe des Bewertungsmaßsta-

bes bei insgesamt 40 von 105 Patienten (= 38%) einen deutlichen Unterschied zwischen Ge-

samtbildgüte und Bildgüte in der Peripherie der Lunge fest. Lässt man die Ergebnisse dieses

einen Untersuchers beiseite, so ergab sich für Untersucher 1-4 eine Diskrepanz Gesamtbildgü-

te/Bildgüte Peripherie im Schnitt nur für 7 der 105 Patienten (= 7%).

Unabhängig von den Untersuchern fand sich die größte Zahl der Patienten, auf die oben ge-

nannte Diskrepanz zutrifft in der insgesamt größten der drei untersuchten Gruppen, in der

- 34 -

Gruppe der normalgewichtigen Patienten (durchschnittlich 8 von 70 für alle 5 Untersucher,

durchschnittlich 4 von 70 für Untersucher 1-4) (entspricht 12 bzw. 6 % der Patienten dieser

Untergruppe). Betrachtet man die Gruppe der untergewichtigen Patienten, so fand sich hier

die Differenz Gesamtbildgüte/Bildgüte Peripherie im Schnitt bei 2 bzw. 1 Patienten, für die

übergewichtigen Patienten in 3 bzw. 2 Fällen. Prozentuale Anteile dieser Gruppen sind jedoch

für sich genommen unter dem Aspekt der kleinen Gruppen zu betrachten: Die Gruppe der Un-

tergewichtigen beläuft sich auf insgesamt nur 11 Patienten, so dass sich der durchschnittlich

größte prozentuale Anteil (16,4% bzw. unter Ausschluss von Untersucher 5: 11,4 %) für die

kleinste Patientengruppe ermitteln ließ. Bei den insgesamt 24 übergewichtigen Patienten be-

lief sich analog dazu der prozentuale Anteil auf 14,2% (alle 5 Untersucher) bzw. auf 6,3%

(Untersucher 1-4).

3.2. Graphische Darstellung: Bewertungsmaßstab in Abhängigkeit vom BMI

Gesondert für die Untersucher 1 bis 5 sind in den folgenden Graphiken die jeweiligen Bewer-

tungen der Bildgüte in Abhängigkeit vom Body Mass Index als Punktscharen dargestellt. Bei

allen Untersuchern weist die eingezeichnete Trendlinie auf eine Abnahme der Bildgüte-

Bewertung mit zunehmendem Body Mass Index hin (s. Abb. 3.4. - Abb. 3.8).

Abbildung 3.4.: Bewertung durch Untersucher 1

Untersucher 1

0,0

2,0

4,0

6,0

8,0

10,0

12,0

14,0

16,0

18,0

20,0

22,0

24,0

26,0

10,0 14,0 18,0 22,0 26,0 30,0 34,0 38,0 42,0

Body mass index

Bew

ertu

ng

smaß

stab

- 35 -



Untersucher 2

0,0

2,0

4,0

6,0

8,0

10,0

12,0

14,0

16,0

18,0

20,0

22,0

24,0

26,0

10,0 14,0 18,0 22,0 26,0 30,0 34,0 38,0 42,0

Body mass index

Bew

ertu

ng

smaß

stab

Untersucher 3

0,0

2,0

4,0

6,0

8,0

10,0

12,0

14,0

16,0

18,0

20,0

22,0

24,0

26,0

10,0 14,0 18,0 22,0 26,0 30,0 34,0 38,0 42,0

Body mass index

Bew

ertu

ng

sska

la

- 36 -



Untersucher 5

0

2

4

6

8

10

12

14

16

18

20

22

24

26

10,0 14,0 18,0 22,0 26,0 30,0 34,0 38,0 42,0

Body mass index

Bew

ertu

ng

smaß

stab

Untersucher 4

0

2

4

6

8

10

12

14

16

18

20

22

24

26

10,0 14,0 18,0 22,0 26,0 30,0 34,0 38,0 42,0

Body mass index

Bew

ertu

ng

smaß

stab

- 37 -

3.3 Analytische Statistik: Bewertungsmaßstab in Abhängigkeit vom BMI

Ob die Unterschiede zwischen den Gewichtsklassen der untersuchten Patienten, die wir an-

hand des Body Mass Index gemäß der WHO-Klassifizierung eingeteilt hatten, gegen die Ge-

samtpunktzahl unseres Bewertungsmaßstabes statistisch signifikant waren prüften wir mit

Hilfe des Chi-Quadrat-Test (Glantz 1997), alternativ wendeten wir Fisher´s exact test an.

Nachfolgend legen wir den Bewertungsmaßstab (erzielte Gesamtpunktzahl) gegen unter-

schiedliche Gewichtsklassen (unterteilt nach Body Mass Index) dar.

3.3.1. Untergewicht (BMI < 18,5) und Normalgewicht (BMI ≥ 18,5 und ≤ 24,9) gegen

Gesamtpunktzahl des Bewertungsmaßstabes <18 und ≥18

Gesamtpunktzahl ≥ 18 Gesamtpunktzahl < 18

Untergewicht Normalgewicht Untergewicht Normalgewicht

2-Tail:

p-value

Untersucher 1 10 49 1 21 0.27

Untersucher 2 9 64 2 6 0.30

Untersucher 3 11 70 0 0 1


Untersucher 5 11 64 0 6 0.59

Tabelle 3.3.: Bewertungen Unter- und Normalgewicht gegen Gesamtpunktzahl nach Fisher´s exact test, 2-seitig, Signifikanzniveau p < 0,05

Für keinen der fünf Untersucher fand sich ein statistisch signifikanter Unterschied in der Be-

wertung der Bildgüte zwischen den Patientengruppen mit Untergewicht (BMI < 18,5 kg/m2)

und Normalgewicht (Body Mass Index ≥ 18,5 ≤ 24,9 kg/m2). Bezüglich der in der Bewer-

tungsskala erreichten Gesamtpunktzahl unterscheiden sich damit untergewichtige Patienten

im Vergleich zur Gruppe der normalgewichtigen Patienten statistisch nicht signifikant.

- 38 -

3.3.2. Normalgewicht (BMI ≥ 18,5 und ≤ 24,9) und Übergewicht (BMI > 25) gegen Ge-

samtpunktzahl des Bewertungsmaßstabes < 18 und ≥ 18


Übergewicht Normalgewicht Übergewicht Normalgewicht

2-Tail:

p-value

Untersucher 1 17 49 7 21 1

Untersucher 2 16 64 8 6 0.007

Untersucher 3 16 70 8 0 0.0000066

Untersucher 4 16 65 8 5 0.003

Untersucher 5 18 64 6 6 0.07

Tabelle 3.4.: Bewertungen Normal- und Übergewicht gegen Gesamtpunktzahl nach Fisher´s exact

test, 2-seitig, Signifikanzniveau p < 0,05

Statistisch signifikante Unterschiede zwischen normal- und übergewichtigen Patienten bezo-

gen auf die Bildgüte anhand der vergebenen Gesamtpunktzahl der Bewertungsskala fanden

sich für drei der fünf Untersucher (Untersucher 2, 3, und 4). Keine statistisch signifikanten

Unterschiede fanden sich für Untersucher 1und Untersucher 5.

- 39 -

3.3.3. Untergewicht (BMI < 18,5) und Übergewicht (BMI >25) gegen Gesamtpunktzahl

des Bewertungsmaßstabes < 18 und ≥ 18


Übergewicht Untergewicht Übergewicht Untergewicht

2-Tail:

p-value

Untersucher 1 17 10 7 1 0.39


Untersucher 3 16 11 8 0 0.04

Untersucher 4 16 10 8 1 0.22

Untersucher 5 18 11 6 0 0.15

Tabelle 3.5.: Bewertungen Unter- und Übergewicht gegen Gesamtpunktzahl nach Fisher´s exact test,

2-seitig, Signifikanzniveau p < 0,05

Bezogen auf die Bildgüte anhand der vergebenen Gesamtpunktzahl der Bewertungsskala fand

sich nur für einen der fünf Untersucher (Untersucher 3) ein statistisch signifikanter Unter-

schied zwischen unter- und übergewichtigen Patienten. Für die übrigen vier Untersucher (Un-

tersucher 1, 2, 4 und 5) fanden sich analog zur Vergleichsgruppe 1(Unter- versus normalge-

wichtige Patienten) keine statistisch signifikanten Unterschiede.

3.3.4. Zusammenfassung der Ergebnisse für alle drei untersuchten Gewichtsklassen:

Statistisch signifikante Unterschiede gab es zwischen normal- und übergewichtigen Patienten,

bei drei der fünf Untersucher, sowie zwischen unter- und übergewichtigen Patienten, in die-

sem Fall aber nur bei einem der fünf Untersucher.

- 40 -

Für drei der fünf Untersucher bestand bezogen auf die Bewertung der Bildgüte also ein signi-

fikanter Unterschied zwischen einem Body Mass Index der untersuchten Patienten von <25

kg/m2 zu einem von ≥25 kg/m2.

Für einen der fünf Untersucher ergab sich ein signifikanter Unterschied zwischen Patienten,

die entweder einen BMI von < 18,5 kg/m2oder einen von ≥ 25 kg/m2 hatten.

- 41 -

4. Diskussion

Die novellierte Röntgenverordnung aus dem Jahre 2002 beinhaltet folgende Strahlenschutz-

grundsätze:

„Jede unnötige Strahlenexposition ist zu vermeiden und bei gerechtfertigten Strahlenex-

positionen ist die Dosis so niedrig wie möglich zu halten“ (Röntgenverordnung, 2002).

Was bedeutet aber nun „so niedrig wie möglich“? Besagt doch schließlich die gleiche Rönt-

genverordnung, dass „Strahlenexpositionen im Rahmen der Heilkunde einen diagnostischen

oder therapeutischen Nutzen im Verhältnis zu dem möglichen Strahlenrisiko“ haben sollte

(Röntgenverordnung, 2002). Auf die Frage nach der niedrigen Dosis wurde in Bezug auf CT-

Untersuchungen der Begriff der so genannten low-dose-Computertomographie (= Niedrigdo-

sis-CT) geprägt. Der hohe Informationsgehalt der Computertomographie sollte mit einer deut-

lich reduzierten Strahlendosis erzielt werden, das radiologische Hochdosis-Untersuchungs-

verfahren Computertomographie (Euratom, 1998) damit möglicherweise so arm an Strahlen-

belastung sein, dass es sich sogar als screening-Untersuchungsmethode eignen würde (Diede-

rich, 2000; Sone, 2001; Swensen, 2002). Optimalerweise erzielt eine CT-Untersuchung den

größtmöglichen diagnostischen Informationsgehalt mit der geringst möglichen Strahlendosis,

im angelsächsischen Sprachgebrauch unter dem Begriff „ALARA“ zusammengefasst: „ As

low as reasonable achieveable“. Vernünftigerweise sollte – bei aller Rücksicht auf die Reduk-

tion der Strahlenbelastung – die Qualität der aufgenommenen CT-Bilder nicht so schlecht

sein, dass ihre diagnostische Aussagekraft eingeschränkt wäre. Also (möglichst) niedrige

Strahlendosis bei (möglichst) hoher bzw. mindestens diagnostisch ausreichender Bildqualität.

Hinter dem Begriff „Niedrigdosis-CT“ verbirgt sich jedoch kein einheitliches Konzept, viel-

mehr wenden einzelne Autoren unterschiedliche Untersuchungsprotokolle an, bei denen eine

Reduktion der Strahlendosis durch unterschiedliche Veränderungen verschiedenster gerätesei-

tiger Parameter erzielt wird.

Da sich sämtliche oben genannten Dosisgrößen mit dem gewählten mAs-Produkt (= Röhren-

strom-Zeit-Produkt) vergrößern oder verringern (= linearer Zusammenhang) und der einzige

betroffene Qualitätsaspekt bei Reduktion des mAs-Produktes eine Zunahme des Bildrau-

schens ist (Nagel, 2002, S. 31-32), wird es häufig zur Charakterisierung des Niedrigdosisver-

fahrens angewendet, auch wenn sich die einzelnen Untersuchungsprotokolle durchaus unter-

scheiden. An dieser Stelle sei darauf hingewiesen, dass das mAs-Produkt eine gerätebezogene

- 42 -

Größe darstellt und damit abhängig vom jeweils verwendeten Gerätetyp ist. Direkte Analo-

gieschlüsse für andere Systeme sind damit nicht zulässig.

Prokop übernimmt in seinen Darstellungen zur Dosisoptimierung in der thorakalen Computer-

tomographie eine weitere Unterteilung anderer Autoren anhand des Röhrenstrom-Zeit-

Produktes (Prokop,2001): Niedrig-Dosis-CT Untersuchungen mit 50 mAs bezeichnet er als

low-dose-Untersuchungen (Diederich,1996), Untersuchungsprotokolle mit noch weiter redu-

ziertem Strom-Zeit-Produkt von 10-20 mAs als Ultra-low-dose-CT (Nitta,1998). Gemäß die-

ser Einteilung fallen die von uns durchgeführten Untersuchungen in den Bereich des Ultra-

low-dose Verfahrens (s.u.).

Wieweit das Röhrenstrom-Zeit-Produkt gesenkt wird, ist hierbei sicherlich von einer Vielzahl

von Faktoren abhängig, z.B. von der untersuchten Körperregion, den diagnostischen Ansprü-

chen an die Bildqualität, dem Kontrastreichtum der untersuchten Organe, der Erfahrung des

Untersuchers und nicht zuletzt den technischen Möglichkeiten des Gerätes selbst.

Wir orientierten uns für unser Protokoll genau an den letztgenannten: Das von uns gewählte

Röhrenstrom-Zeit-Produkt war mit 10 mAs pro Schicht die niedrigst mögliche Einstellung,

die das von uns verwendete Gerät überhaupt zuließ. Eine weitere Reduktion hätte ein Ab-

schalten des Gerätes zur Folge gehabt. Einem ähnlichen Ansatz folgten die Thorax-CT-

Untersuchungen pädiatrischer Patienten, die Lucaya et al. ab 1995 durchführten. Dort wurde

das Röhrenstrom-Zeit-Produkt routinemäßig auf den in ihrer Abteilung niedrigst möglichen

Gerätewert reduziert, d.h. 34 mAs. Ein erhöhtes Auftreten Bildqualität beeinträchtigender Ar-

tefakte veranlasste die Autoren zu einer Untersuchung mit unterschiedlich hohen Strom-Zeit-

Produkten (180 versus 50 versus 34 mAs). Sie schlussfolgerten, dass eine Reduktion des

Strom-Zeit-Produktes auf 50 mAs (entsprechend einer Senkung der verabreichten Strahlen-

dosis um 72%) selbst bei unkooperativen pädiatrischen Patienten bei ausreichend guter Bild-

qualität möglich sei. Bei guter Kooperation der untersuchten Kinder war sogar die Reduktion

auf 34 mAs (entsprechend einer Senkung der verabreichten Strahlendosis um 80%) im Bezug

auf die Bildqualität problemlos möglich (Lucaya, 2000). Wir konnten zeigen, dass eine weite-

re Reduktion auf 10 mAS zur Untersuchung pulmonaler Erkrankungen bei schlanken und

normalgewichtigen erwachsenen Patienten ebenfalls gut möglich ist, ohne die Bildqualität

bezüglich der Darstellbarkeit kleiner anatomischer Strukturen wesentlich einzuschränken.

Weitere Vergleiche bezüglich der genannten Studie und unseren Untersuchungen verbieten

sich allerdings angesichts des unterschiedlichen Patientengutes; Lucaya et. al untersuchten

ausschließlich Kinder, die wir bei unseren Untersuchungen explizit ausschlossen, so kam z.B.

- 43 -

für uns der Aspekt der mangelnden Patientenkooperation bei Durchführung der CT-

Untersuchung nicht zum Tragen.

Ebenfalls 10 mAs verwendeten Tack et al. (Tack, 2003) für ihre Studie an 50 Patienten, die

sich einer Multislice-CT-Untersuchung (MSCT) der Nasennebenhöhlen bei Verdacht auf

chronische Sinusitis unterzogen. Verwendet wurde ebenfalls ein 4-Zeilen-MSCT-Gerät (So-

matom Volume Zoom, Siemens), die Patienten unterzogen sich sowohl einer MSCT der nasa-

len Nebenhöhlen (10 mAs) als auch einer Standard-Dosis MSCT des Kopfes (150 mAs) bei

gleich bleibender Röhrenspannung von 120 kV. Ziel der Studie war ein Vergleich der dia-

gnostischen Bildqualität zwischen Standard- und low-dose-MSCT, wobei sich die Gesamtdo-

sis, der die Patienten bei der low-dose-Untersuchung ausgesetzt waren, nicht wesentlich von

im gleichen anatomischen Gebiet durchgeführten Röntgenuntersuchungen unterschied.

Ein erfahrener Radiologe (14 Jahre Berufserfahrung) und zwei ebenfalls erfahrene Neurora-

diologen (14 bzw. 19 Jahre Berufserfahrung) beurteilten 10 definierte pathologisch-

anatomische Veränderungen. Interessanterweise fanden sich die größten Diskrepanzen bei der

Interpretation der Bilder nicht zwischen Standard- und low-dose-Anwendung, sondern zwi-

schen den einzelnen Untersuchern untereinander; d.h. inter-observer-Variationen traten häufi-

ger unabhängig von der verabreichten Strahlendosis auf, als sie auf eine Dosisreduktion zu-

rückzuführen waren. Auch bei uns fanden sich Diskrepanzen in der Beurteilung der Bildgüte

durch die fünf verschiedenen Untersucher in unterschiedlichen Aus- und Weiterbildungssta-

dien des Fachbereiches Radiologie (d.h. mit unterschiedlich langer, aber in allen Fällen mehr-

jähriger Berufserfahrung). Statistisch signifikante Unterschiede in der Bewertung normal- und

übergewichtiger Patienten fanden sich für 3 der 5 Untersucher. Bezüglich der normalgewich-

tigen Patienten gab es einen „Ausreißer“ in der Beurteilung der Bildgüte im Vergleich zu den

anderen vier Untersuchern. Dieser eine Untersucher beurteilte die Gesamtbildgüte „nur“ für

49 von 70 Patienten als gut/sehr gut. Die anderen vier beurteilten die Gesamtbildgüte bezüg-

lich der Darstellbarkeit kleiner anatomischer Strukturen für 64-70 der insgesamt 70 Patienten

dieser Untergruppe mit „gut bis sehr gut“. Betrachtet man die Gruppe der 11 untergewichti-

gen Patienten, waren sich die fünf Betrachter einig: Die Bildgüte war bei 9-11 der Patienten

dieser Gewichtsklasse gut bis sehr gut. Das bedeutet, dass für einen großen Anteil der unter-

und normalgewichtigen Patienten, eingeteilt anhand ihres Body-Mass-Index (kg/m2) gemäß

der Klassifikation der WHO, eine low-dose-Untersuchung des Thorax für Fragestellungen im

Bereich des Lungenparenchyms mit dem geringsten technisch möglichen Röhrenstrom-Zeit-

Produkt bezüglich der anatomischen Darstellbarkeit kleiner Strukturen gute bis sehr gute Er-

gebnisse erzielen lassen. Aus unserer Sicht charakterisieren die Unterschiede in den Beurtei-

- 44 -

lungen der Untersucher das Spektrum einer durchschnittlichen radiologischen Abteilung, in

der die diagnostischen Beurteilungen eben diesen unterschiedlichen Wahrnehmungen unter-

worfen sind.

Eine Möglichkeit zur bestmöglichen Reduktion der Strahlenbelastung unter Beibehaltung aus-

reichender guter Bildqualität zur Diagnostik pulmonaler Erkrankungen suchten im Bereich

der MSCT des Thorax auch Zhu und seine Arbeitsgruppe (Zhu, 2004). Sie untersuchten ins-

gesamt 60 Patienten mit unterschiedlich reduzierten Röhrenstrom-Zeit-Produkten und maßen

außerdem die entsprechenden CTDI-Werte (= Computed Tomography Dose Index). Die

Bildqualität wurde im Bereich der Phantom-Messungen mittels Homogenität (in Hounsfield-

Einheiten) und Anteilen von Bildrauschen ermittelt und mit Messungen in einem wasserhalti-

gen Phantom verglichen. Die Bildgüte der CT-Untersuchungen der Patienten sowohl für me-

diastinale als auch für pulmonale Strukturen bewerteten 4 Untersucher, auf deren klinischen

Status nicht näher eingegangen wird, in Hinsicht auf Auftreten und Schwere von Artefakten

und deren Auswirkung auf die diagnostische Verwertbarkeit der Aufnahmen. Sowohl Patien-

ten als auch Phantom-Untersuchungen wurden mit unterschiedlichen Röhrenstrom-Zeit-

Produkten von 115, 40, 25, 15 oder 7,5 mAs untersucht. Allerdings wurden nur 15 von insge-

samt 60 Patienten zusätzlich in Spiral-Technik untersucht (Röhrenspannung 135 kV, Rotati-

onszeit 0,75 Sekunden, Schichtdicke 3mm, Pitch 3). Prinzipiell wurden die Untersuchungen

in Inkremental-Technik mit einem ultra-high-speed-MSCT-Scanner (Asteion-Multi, Toshiba)

durchgeführt (Röhrenspannung 120 kV, Scanzeit 0,75 Sekunden, Rotation 360°, Schichtdicke

3 bzw. 8 mm). Untersuchungsgründe waren bei 30 Patienten die Darstellung von pulmonalen

Rundherden, bei weiteren 30 diffuse Lungengerüstveränderungen.

Zhu et al. (2004) fanden eine lineare Korrelation des CTDI mit dem verwendeten Strom-Zeit-

Produkt in allen Messungen, d.h. eine gleichbleibende Verringerung des mAs-Werts zieht ei-

ne gleichmäßige Reduktion des CTDI nach sich (linearer Graph bei Darstellung Strom-Zeit-

Produkt versus Prozentsatz CTDI-Reduktion). Im Gegensatz dazu verschlechterte eine Ver-

ringerung des Strom- Zeit-Produkts die Bildqualität durch nachlassende Homogenität und zu-

nehmendes Bildrauschen nicht-linear; speziell das Bildrauschen nahm bei Röhrenstrom-Zeit-

Produkten unterhalb von 25 mAs überproportional rasch zu. (Bei graphischer Darstellung

Bildqualität versus Strom-Zeit-Produkt findet sich eine nahezu waagrechte Kurve bei mAs-

Werten von 120 bis 40, um dann minimal abzufallen bis zu einem Wert von 25 mAs, unter-

halb dessen ein steiler Kurvenabfall eine rapide Verschlechterung der Bildqualität anzeigt).

Die Autoren schlossen daraus, dass eine akzeptable Bildqualität ein Strom-Zeit-Produkt von

25mAs und mehr benötigt. Die Patientenuntersuchungen bestätigten diese technischen Ergeb-

- 45 -

nisse, da sich hinsichtlich der Bildgüte sowohl für das pulmonale als auch für das mediastina-

le Bildfenster kein statistisch signifikanter Unterschied zwischen Strom-Zeit-Produkten von

115, 40, und 25 mAs fand. Die Bildqualität verschlechterte sich pulmonal und mediastinal

rapide bei 15 und bei 7,5 mAs. Da sich kein statistisch signifikanter Unterschied zwischen

einem Röhrenstrom-Zeit-Produkt von 115 mAs und einem von 25 mAs feststellen ließ, ist

laut Zhu et al. (2004) eine Reduktion auf bis zu 25 mAs bei ausreichend guter Bildqualität für

diagnostische Zwecke für Thorax-CT-Untersuchungen an ihrem Scanner (Asteion-Multi Spi-

ral-CT) und nach ihrem Protokoll gut möglich. Eine Reduktion des CTDI um rund 70% und

eine für die Patienten um das 3-5-fache reduzierte Strahlendosis machen diese Reduktion des

Strom-Zeit-Produkts unter strahlenhygienischen Gesichtspunkten sehr empfehlenswert. Auch

Zhu et al. (2004) wiesen darauf hin, dass die von Ihnen verwendeten Scan-Parameter für an-

dere CT-Systeme entsprechend angepasst werden müssen. Im Gegensatz zu unseren Untersu-

chungen wurde hier auf patientenspezifische Parameter wie Körpergröße, Gewicht und Body-

Mass-Index allerdings nicht eingegangen. Die Autoren räumen ein, dass biologische Unter-

schiede sowohl der Patienten, als auch der pathologischen Veränderungen, die untersucht

werden sollen, die Bildgüte von low-dose-Untersuchungen stärker beeinflussen als in Unter-

suchungen mit hoher Dosis (Standarddosis). Dass die Dosis generell für übergewichtige Pati-

enten erhöht werden sollte, wird kurz erwähnt.

Obwohl eine Anpassung der Dosis bei Übergewicht vorgeschlagen wird, legen Zhu et al.

(2004) hierzu keine wissenschaftliche Grundlage vor. Nach unserem Protokoll lässt sich – für

rein pulmonale Fragestellungen – das Strom-Zeit-Produkt gemäß des ALARA-Prinzipes für

einen großen Teil der zur MSCT-Untersuchung des Thorax anstehenden Patienten noch wei-

ter reduzieren, wenn man die Körpermasse berücksichtigt. Ein Strom-Zeit-Produkt von 10

mAs ist demnach bei ausreichend guter Bildqualität für rund 90% der schlanken und normal-

gewichtigen Patienten zu verwenden. Erst ab einem Body-Mass-Index von ≥ 25 kg/m2 sollte

eine Dosisanpassung generell erwogen werden.

Eine noch weitere Reduktion des Röhrenstrom-Zeit-Produktes gelang Lee und seiner Arbeits-

gruppe (Lee, 2008): Im Rahmen einer Ultra-low-dose-MDCT-Studie mit einem 16-Zeilen-

Mehrschicht-CT-Gerät (General Electric Medical Systems, Milwaukee, Wisconsin) an 25 a-

symptomatischen Freiwilligen reduzierten sie das mAs-Produkt sukzessive von 32 über 16

über 8 auf 4 mAs pro Schicht für jeden Patienten und verglichen die Detektionsrate von Lun-

genrundherden mithilfe eines CAD-Systems (= Computer Aided Detection System) und zwei

erfahrenen Radiologen. Die untersuchten Personen wurden anhand ihres BMI (kg/m2) in zwei

unterschiedliche Gewichtsklassen eingeteilt: Übergewichtige (BMI ≥ 25 kg/m2) und normal-

- 46 -

gewichtige/Schlanke (BMI < 25 kg/m2). Die Sensitivität der Detektion von Lungenrundher-

den mittels CAD-System war statistisch signifikant besser bei Untersuchten mit einem BMI <

25 kg/m2. Bei Schlanken/Normalgewichtigen wurden bei einem Strom-Zeit-Produkt von 8

mAs noch 65% der Rundherde detektiert, bei Übergewichtigen nur noch 48%. Da sich zwi-

schen 32, 16 und 8 mAs keine statistisch signifikanten Unterschiede in den Detektionsraten

der Lungenrundherde fanden, wohl aber bei 4 mAs, schlussfolgerten Lee et al., dass 8 mAs

das niedrigste zu empfehlenden Strom-Zeit-Produkt wäre, das für die Detektion von Lungen-

rundherden verwendet werden sollte, um die verabreichte Dosis so niedrig wie möglich zu

halten bei diagnostisch ausreichender Bildqualität. Analog zu unseren Ergebnissen mit einem

4-zeiligen MSCT-Gerät mit einem Strom-Zeit-Produkt von 10 mAs/Schicht gilt diese Emp-

fehlung allerdings nur für schlanke und normalgewichtige Personen.

Unabhängig von Körpergewicht/Körpermasse untersuchten Dinkel et al. (Dinkel, 2003) 40

Patienten, die sich einer Folgeuntersuchung zur Kontrolle nach malignem Lymphom oder

extrapulmonalen Primärtumoren unterzogen. Er untersuchte alle Patienten, die sich in der

Vergangenheit bereits einmal einer CT-Thorax-Untersuchung mit Standarddosis unterzogen

hatten (Röhrenspannung = 120 kV, Röhrenstrom-Zeitprodukt = 150mAs) nun mit einem 4-

Zeilen-Multislice-Gerät (Somatom Plus 4P UFC, Siemens, Erlangen) mit gleicher Röhren-

spannung, aber einem auf 15 mAs/Schicht reduziertem Röhrenstrom-Zeitprodukt. Zwei unab-

hängige Untersucher bewerteten die Bildqualität anhand einer 4-Punkte-Skala. Obwohl die

Bildqualität im Durchschnitt signifikant schlechter war als die der Standard-Protokoll-

Untersuchung, indem erhöhtes Bildrauschen und streifenförmige Artefakte die Aufnahmen

unansehnlicher machten, musste doch keine Untersuchung aufgrund diagnostischer Ungenau-

igkeit wiederholt werden, da keine Läsion/kein Rundherd unentdeckt blieb.

Dinkels Untersuchungen (Dinkel, 2003) unterschieden sich zwar in wesentlichen Punkten von

denen, die wir durchgeführt haben: Hier litten ausnahmslos alle Patienten an einer malignen

Grunderkrankung, deren Korrelat in der bildlichen Darstellung Gegenstand der Untersuchung

war, und das sowohl intra- als auch extrapulmonal. Zu jeder low-dose-Aufnahme exsistierte

vorab eine Untersuchung mit „normaler“ höherer Dosis, so dass ein direkter Vergleich der

Bildqualität bezogen auf den jeweiligen Patienten stattfinden konnte. Wir hingegen untersuch-

ten Patienten mit unterschiedlichen, jedoch überwiegend benignen Grunderkrankungen. Kor-

relat der Untersuchung waren bei uns nicht pathologisch veränderte kleine anatomische Struk-

turen und diese auch streng intrapulmonal. Des Weiteren erfolgte bei uns kein direkter Ver-

gleich zwischen Untersuchungen mit unterschiedlich hoher Dosis für die einzelnen Patienten.

Wichtig war aber bei der von Dinkel (Dinkel, 2003) durchgeführten Studie ebenso wie bei uns

- 47 -

die Möglichkeit der Nutzung eines sehr geringen Strom-Zeit-Produktes in der klinischen Rou-

tine über die gesamte „Bandbreite“ des zu untersuchenden Patientengutes, das heißt er wende-

te sein Protokoll unabhängig vom BMI der Patienten für alle 40 Patienten an (untersucht wur-

den nach seinen Angaben Patienten mit einem BMI von 19,3-39,1 kg/m2, mit einem Mittel-

wert von 26,0 kg/m2). Im Gegensatz zu der vorliegenden Arbeit blieben die unterschiedlichen

Gewichtsklassen (nach WHO) unberücksichtigt, seinen Ergebnissen zufolge war die Bildqua-

lität bei allen untersuchten Patienten unabhängig von der Statur diagnostisch ausreichend. Bei

uns fanden sich immerhin bei 3 der 5 Untersucher statistisch signifikante Unterschiede in der

Bewertung der Bildgüte zwischen den Gruppen der normal- und der übergewichtigen Patien-

ten. Im Durchschnitt bewerteten die 5 Untersucher nur 69% der Niedrigdosis CT-

Untersuchungen bei übergewichtigen Patienten mit „gut bis sehr gut“, während 89% (bzw.

94% abzüglich eines „Ausreißers“ in der Bewertung dieser Gewichtsklasse) der normalge-

wichtigen Patienten hinsichtlich der Bildgüte als sehr gut bzw. gut eingestuft wurden. Anders

als Dinkel et al. (Dinkel, 2003) bewerteten unsere Untersucher aber zum einen nur pulmonale

Strukturen bei überwiegend benignen Erkrankungen der Patienten während Dinkel (Dinkel,

2003) ausschließlich Patienten mit malignen Erkrankungen mit überwiegend extrapulmonaler

Manifestation untersuchte. Obwohl in beiden Fällen low-dose-Untersuchungen des Thorax

durchgeführt wurden, unterschieden sich die Hauptbewertungskriterien deutlich. Dinkel et al.

(Dinkel, 2003) bewerteten die Darstellbarkeit pathologischer Veränderungen, während in die-

ser Arbeit die Darstellbarkeit kleiner anatomischer Strukturen die Grundlage der Bewertung

war. Extrapulmonale Strukturen haben nicht den Vorteil der Hochkontrast-Darstellung, den

rein pulmonale Strukturen bieten, weshalb allen Patienten in der Studie von Dinkel et al.

(Dinkel, 2003) Kontrastmittel verabreicht wurde. Trotz dieser nicht zu vernachlässigenden

Unterschiede schließen wir uns der Aussage an, dass Multi-slice-CT-Untersuchungen des

Thorax, da sie nicht unerheblich zur kollektiven effektiven Dosis beitragen, sich für low-dose-

Untersuchungen im klinischen Alltag unter entsprechenden Bedingungen gut eignen können.

Dinkel et al. (Dinkel, 2003) weiteten diese Aussage mit Einschränkungen (supraclavikuläre

Region) sogar auf pathologische mediastinale Strukturen aus und fanden keinerlei Einschrän-

kungen der limitierten Dosis hinsichtlich der Körpermasse der untersuchten Patienten.

Wir fanden im Gegenzug, dass an unserem Gerät nach unserem Protokoll durchgeführte CT-

Untersuchungen für den größten Teil der unter- und normalgewichtigen Patienten (89-94%)

und selbst für 2/3 der übergewichtigen Patienten kleine anatomische Strukturen des Lungen-

parenchyms hinreichend gut bzw. sogar sehr gut zur Darstellung kamen. Das Lungenparen-

chym ist ein ideales Hochkontrast-Organ: Das lufthaltige Parenchym der Lunge absorbiert

- 48 -

deutlich weniger Strahlung als das sie umgebende Weichgewebe, und lässt sich infolgedessen

davon sehr gut abgrenzen. Hochkontrast-Strukturen kommen über einen weiten Dosisbereich

fast unverändert zur Darstellung (Kalender, 2000). Gewebehaltige Organe, z.B. des Abdo-

mens, absorbieren viel mehr Strahlung, was die Darstellung gegen umliegende, ebenfalls ge-

webehaltige Nachbarorgane erschwert. Aufgrund der hohen Absorption ist hier die Darstel-

lung stark von der verwendeten Strahlendosis abhängig, was eine Dosisreduktion schwieriger

macht als im Bereich hochkontrastiger Organe wie eben beispielsweise der Lunge. Aus die-

sem Grund führten wir unsere Untersuchungen an Patienten mit entsprechender diagnosti-

scher Fragestellung und nach Ausschluss von Kontraindikationen nach oben genanntem low-

dose-Protokoll mit dem gerätetechnisch niedrigst möglichen Röhrenstrom-Zeit-Produkt über

einen gewissen Zeitraum standardmäßig durch, um retrospektiv zu erarbeiten, ob es Ge-

wichtsklassen gibt, für die eine Untersuchung nach unserem Protokoll aufgrund zu hoher

Qualitätseinbußen nicht mehr zu empfehlen ist.

Das Ziel der von Wildberger und Mahnken durchgeführten Studie (Wildberger, 2001) hinge-

gen war es, ein einfaches, im klinischen Alltag leicht reproduzierbares Protokoll zur Dosisre-

duktion für Thorax-CT-Untersuchungen zu entwickeln. Das individuell passende Röhren-

strom-Zeit-Produkte sollte hier für jeden Patienten auf Grundlage seines Körpergewichtes vor

Beginn der CT-Untersuchung festgelegt werden und zur Anwendung kommen. Idealerweise

sollte dabei unabhängig von seinem Körpergewicht für jeden Patienten die Strahlendosis re-

duziert werden, bei gleich bleibendem Bildrauschen und ohne signifikanten Verlust an dia-

gnostischer Bildqualität. Das zu verwendende Strom-Zeit-Produkt errechneten Wildberger et

al., indem sie 200 Patienten, aufgeteilt in Gruppen zu je 50, zum Ausgangspunkt ihres eigenen

Körpergewichtes entweder + 10, oder ± 0, - 10 bzw. – 20 mAs zufügten bzw. abzogen. Kon-

trollgruppe waren wiederum 50 Patienten, die sich gewichtsunabhängig einer Standarddosis-

CT mit einem Strom-Zeit-Produkt von 120 mAs unterzogen (die übrigen Scannerparameter

des 4-Zeilen-MSCT-Gerätes (Somatom Volume Zoom; Siemens, Forchheim) blieben in allen

Gruppen gleich: Kollimation 4 x 2,5mm, Rotationszeit 0,5 Sekunden, Tischvorschub 15 mm,

Röhrenspannung 140 kV). Um weitere Rechenschritte zu vermeiden, verzichteten die Autoren

bei der Errechnung des individuellen Strom-Zeit-Produktes bewusst auf die Verwendung des

Body-Mass-Index und hielten sich ausschließlich an das Körpergewicht der Patienten, um

nach eigener Aussage das Protokoll für die Klinische Praxis möglichst unkompliziert und da-

mit für den Alltag praktikabel zu halten. Im Unterschied zu unserer retrospektiven Untersu-

chung achteten Wildberger et al. (Wildberger, 2001) auf streng gleiche Gruppengröße um ei-

ne genaue Vergleichbarkeit der einzelnen Gruppen zu gewährleisten. Ebenfalls abweichend

- 49 -

zu unseren Untersuchungen ist die nicht exclusive Beurteilung des Lungenparenchyms; da das

Mediastinum auch Gegenstand der Beurteilung war, erhielten die Patienten intravenös verab-

reichtes Kontrastmittel. Neben der Messung des Bildrauschens wurde die Bildgüte anhand der

Darstellbarkeit mediastinaler und hilärer Strukturen und anhand zur Darstellung kommender

kleiner anatomischer Strukturen im Weichteilfenster mit Hilfe einer drei-Punkt-Skala bewer-

tet. Diese Bewertung wurde von 3 erfahrenen Radiologen durchgeführt nachdem die Bilder

bereits in der klinischen Routine begutachtet worden waren. Die Bildqualität wurde bei keiner

der insgesamt 250 CT-Untersuchungen (inklusive Kontrollgruppe) als diagnostisch unzurei-

chend beanstandet, in keiner Gruppe mussten Untersuchungen in der klinischen Routine auf-

grund unzureichender Bildgüte wiederholt werden. Das Bildrauschen korrelierte am besten in

der Gruppe, die mit einem Strom-Zeit-Produkt von Körpergewicht (kg) – 10 mAs untersucht

wurden. Diese Gruppe erfüllte am Besten die Kriterien einer Dosisreduktion ohne signifikan-

ten Verlust der diagnostischen Bildqualität. In einem speziellen Fall der Studie wurde eine

Senkung auf ein Strom-Zeit-Produkt von 31 mAs ohne relevante Qualitätseinbußen erreicht.

Die Autoren betonen, dass die ermittelten Strom-Zeit-Produkte immer noch höher als strikt

notwendig für schlanke Patienten und geringfügig zu niedrig für übergewichtige Patienten

waren. Ziel sei es aber gewesen, eine im klinischen Alltag einfach anzuwendende Regelung

für alle Patienten aufzustellen. Auch wenn ein direkter Vergleich der geräteabhängigen

Strom-Zeit-Produkten nicht zulässig ist, und sich in der Studie von Wildberger et al. (Wild-

berger, 2001) auch andere Parameter von unseren unterschieden (z.B. höhere Röhrenspan-

nung von 140 kV), so bestätigen unsere Untersuchungen doch die oben genannte Aussage,

dass eine weitere Senkung für schlanke Patienten (in unserem Fall Unter- und Normalgewich-

tige) bei guter bis sehr guter Bildqualität möglich ist, während man im Falle übergewichtiger

Patienten gegebenenfalls eine Erhöhung des Strom-Zeit-Produktes in Betracht ziehen sollte.

Einen ähnlichen Ansatz verfolgten Das et al. (Das, 2005), die ebenfalls eine im klinischen

Alltag einfach zu nutzende Richtlinie für CT-Thorax-Untersuchungen entwickeln wollten,

allerdings bereits für ein 16-Zeiliges MSCT-Gerät (Somatom Sensation 16, Siemens). Sie

verglichen dafür 4 Patientengruppen mit 50 bzw. 52 Patienten (204 gesamt): Untersuchung

mithilfe eines Softwareprotokolls, das während der Untersuchung den Röhrenstrom moduliert

(CareDose, Siemens); mit einem gewichtsbasiertem Protokoll sowie mit einer Kombination

aus beidem mit einem Standarddosis-Protokoll (Strom-Zeit-Produkt =100 mAs). Auch hier

blieben die übrigen Scanner-Parameter in allen Gruppen konstant (16 x 1,5 mm Kollimation,

0,5 Sekunden Rotationszeit, Tischvorschub 30 mm, Röhrenspannung 120 kV). Der Autor teilt

die Ansicht mit Tack et al. (Tack, 2003), dass eine online-Modulation des Röhrensstromes,

- 50 -

die darauf basiert, die Strahlenabsorption zu monitoren und den Röhrenstrom mit einer Ver-

zögerung von 360° entsprechend der Geometrie anzupassen, im Bezug auf Dosisersparnis erst

der zweite Schritt nach einer individuellen Anpassung des Röhrenstroms an den untersuchten

Patienten sein sollte. Das gewichtsadaptierte Protokoll ähnelt dem der oben zitierten Studie

von Wildberger et al. (Wildberger, 2001); in diesem Fall wurde das verwendete Strom-Zeit-

Produkt analog dem jeweiligen Patientengewicht gewählt. Vergleicht man die beiden Unter-

suchungen, so fällt auf, dass sich im Verlauf nicht nur die MSCT-Geräte weiterentwickelt ha-

ben (4-Zeilen-MSCT versus 16-Zeilen-MSCT-Gerät), sondern dass bereits eine Reduktion

dessen, was als „Standarddosis“ in einer Kontrollgruppe verwendet wurde, stattgefunden hat:

Wildberger et al. (Wildberger, 2001) verwendeten noch 120 mAs und eine Röhrenspannung

von 140 kV, Das et al. (Das, 2005) wendeten ein Strom-Zeit-Produkt von 100 mAs bei einer

Röhrenspannung von 120 kV an. Auch hier wurde für alle Gruppen sowohl das Bildrauschen

gemessen, als auch eine Bewertung der Bildqualität durch 3 erfahrene Radiologen anhand ei-

ner 4-Punkt-Skala durchgeführt, die zuvor bereits in der klinischen Routine unter diagnosti-

schen Gesichtspunkten interpretiert wurden. Für alle 204 Untersuchungen fand sich eine für

diagnostische Zwecke ausreichende Bildqualität, keine der Untersuchungen musste wieder-

holt werden, im Durchschnitt wurde die Bildqualität in allen Fällen mit „sehr gut“ bewertet.

Am effektivsten für die Dosiseinsparung erwies sich auch in Bezug auf die Reduktion des

Strom-Zeit-Produktes die Kombination aus gewichtsadaptiertem mAs-Produkt und online-

Röhrenstrom-Modulation. Durchschnittlich konnte mithilfe dieser Kombination das Strom-

Zeit-Produkt auf 62 mAs gesenkt werden; wendete man die Röhrenstrommodulation ohne

Gewichtsadaptation an, ließ sich das mAs-Produkt im Schnitt von den 100 mAs der Standard-

untersuchung auf nur 89,5 mAs senken. Eine Gewichtsadaptation allein erbrachte hingegen

eine durchschnittliche Reduktion auf 72 mAs. Die Autoren schlussfolgerten, dass es durchaus

empfehlenswert und im klinischen Alltag auch durchführbar wäre, vor der geplanten Untersu-

chung das Körpergewicht des Patienten zu erfragen und ein entsprechendes gewichtsbezoge-

nes Röhrenstrom-Zeit-Produkt zu wählen, unterstützt durch online-Röhrenstrom-Modulation.

Für die Durchschnittsbevölkerung ließen sich so ausgewogene CT-Untersuchungen im Hin-

blick auf Bildrauschen und diagnostische Bildqualität erzielen. Ein großes Potential zur Do-

sisreduktion für den Patienten bei guter Bildqualität ohne signifikanten Informationsverlust

für den Untersucher ließe sich damit in der täglichen klinischen Routine ermöglichen.

Auch Das et al. (Das, 2005) erreichten mit ihrem Protokoll im Schnitt nicht das von uns ver-

wendete Röhrenstrom-Zeit-Produkt von 10 mAs/Schicht, das sich am niedrigst einstellbaren

Wert des von uns verwendeten Gerätes orientierte. Die von ihnen untersuchten Patienten hat-

- 51 -

ten im Durchschnitt ein Körpergewicht von 75,2 ± 14,2 kg und einen errechneten BMI von

25,6 ± 4,4 kg/m2. Eine Aufteilung nach einzelnen Gewichtsklassen fand nicht statt, die Bild-

qualität war bei allen 204 untersuchten Patienten „sehr gut“. Wie viele der Patienten unter-

und wie viele übergewichtig waren im Sinne der WHO-Klassifikation wird nicht berichtet

(Das, 2005). Die Gewichtsanpassung des Strom-Zeit-Produktes erfolgte nach einem System,

das schon Wildberger im Rahmen einer Studie (Wildberger, 2001) ein paar Jahre zuvor an-

wendete und mit anderen Schemata verglich. In Wildbergers Studie wurde als näherungswei-

ses Optimum für ein gewichtsadaptiertes Strom-Zeit-Produkt das Körpergewicht des Patien-

ten – 10 als anzuwählendes mAs Produkt postuliert. Allerdings wurde bei dieser „Formel“

darauf hingewiesen, dass dieser mAs- Näherungswert für sehr schlanke Patienten immer noch

zu hoch und für stark übergewichtige Patienten zu niedrig sei. Das et al. (Das, 2005) verwen-

deten einfach nur das jeweilige Körpergewicht als mAs-Produkt, ohne weitere Abzüge. Die

Bildqualität war für alle untersuchten Patienten sehr gut. Die Frage, in wie vielen Fällen eine

weitere Reduktion ebenfalls ohne gravierende Einbußen in der Bildqualität speziell bei unter-

gewichtigen oder sehr schlanken normalgewichtigen Patienten möglich gewesen wäre, be-

antwortet die Studie nicht. Allerdings war dies auch nicht das erklärte Ziel der Untersuchun-

gen, es sollte schließlich ein möglichst allgemeingültiges Schema für alle Patienten entwickelt

werden. Des Weiteren ist zu berücksichtigen, dass nur 6 der 204 Patienten kein intravenöses

Kontrastmittel erhielten. Das et al.(Das, 2005) untersuchten im Gegensatz zu uns nicht nur

das belüftete Lungenparenchym mit den oben genannten diagnostischen Vorteilen, sondern

werteten auch mediastinale Strukturen und den Weichteilmantel mit aus. Da wir in unseren

Untersuchungen keine Vergleiche mit unterschiedlich hohen mAs-Produkten durchführten,

bleibt die Frage, in welchem Maße man das Röhrenstrom-Zeit-Produkt für jenes Drittel der

adipösen Patienten gewichtsbezogen anpassen müsste, das in unserer Auswertung eine nicht

ausreichend gute Bildqualität attestiert bekam, unbeantwortet. Dass das von uns verwendete

sehr niedrige Röhrenstrom-Zeit-Produkt aber in 90% der Fälle für untergewichtige und nor-

malgewichtige Patienten bei guter bis sehr guter Bildqualität für diagnostische Fragestellun-

gen, die auf das Lungenparenchym begrenzt sind, diagnostisch hinreichend sein sollte und

zumindest in diesen Patientengruppen speziell bei Folge- und Mehrfachuntersuchungen zur

Anwendung kommen sollte, halten wir fest.

Ein weiterer Einsatzbereich der MSCT ist zunehmend die Detektion und Quantifizierung von

koronaren Verkalkungen bei Patienten mit koronarer Herzerkrankung. Da es sich bei diesen

Untersuchungen im weitesten Sinne um ein Screening-Verfahren handelt, empfiehlt sich hier

in besonderem Maße die Anwendung des ALARA-Prinzipes (s.o.) (Mahnken, 2003). Durch-

- 52 -

geführt werden die kardialen CT-Untersuchungen in der Regel EKG-getriggert. Das bedeutet,

dass während der Untersuchung eine Röhrenstrom-Anpassung an die Phasen des Herzzyklus

dem EKG entsprechend vorgenommen wird. Das Verfahren, das auf einer Reduktion des

Röhrenstromes während der Systole beruht, ist mittlerweile Standard zur Dosisreduktion in

der klinischen Routine. Zur Bilderstellung wird ausschließlich die diastolische Phase genutzt,

die infolgedessen keine Dosisreduktion erfährt. Um eine individuelle Dosiseinsparung auch

während der aufnahmetechnisch wichtigen Diastole zu erzielen, kombinierten Mahnken et al.

(Mahnken, 2003) die EKG-getriggerte Röhrenstrom-Anpassung analog den oben zitierten

Protokollen von Wildberger (Wildberger, 2001) und Das (Das, 2005) mit einem dem Körper-

gewicht angepassten Untersuchungsprotokoll (Mahnken, 2003). Je 50 Patienten unterzogen

sich entweder einer EKG-getriggerten 4-Zeilen-MSCT (Somatom Volume Zoom, Siemens,

Forchheim) des Herzens mit einem Strom-Zeit-Produkt gemäß den Empfehlungen des Gerä-

teherstellers (= 133 mAs) (Somatom Volume Zoom Application guide, Special Protocols

Software version A 20, Siemens, 1999:17) oder einem Strom-Zeit-Produkt, das dem Körper-

gewicht in Kilogramm als mAs-Wert entsprach, dem jeweils 33 mAs zugefügt wurden. Um

die Praktikabilität dieses Protokolls vor Anwendung am Patienten zu überprüfen „testeten“

Mahnken et al. dieses Vorgehen zunächst, indem sie an einem 2. Satz Bildrekonstruktionen

der 1. Patientengruppe durch Zufügen von Bildrauschen bei der Rekonstruktion ein entspre-

chendes Absenken des Strom- Zeit-Produktes simulierten (Mahnken, 2003). Alle anderen Pa-

rameter blieben auch hier in beiden Gruppen unverändert (Kollimation 4 x 2,5 mm, Tischvor-

schub 3,8 mm/Rotation, Rotationszeit 0,5 Sekunden, Röhrenspannung 140 kV). Wie in den

bereits genannten Studien verzichteten auch Mahnken et al. (2003) auf die Verwendung des

Body-Mass-Index zugunsten des Körpergewichtes, ebenfalls mit der Begründung, die Hand-

habung eines gewichtsbezogenen Protokolls in der klinischen Routine so unkompliziert wie

nur möglich gestalten zu wollen – abgesehen vom zusätzlichen Schritt der Berechnung benö-

tige man für den BMI zwei Patientenparameter statt einem. Patienten mit einem Körperge-

wicht von mehr als 100 kg wurden von der Studie konsequent ausgeschlossen. Mahnken et al.

(2003) gingen von einer Dosiseinsparung von ca. 25 % für einen 70 kg Patienten aus; nach

ihrem Protokoll wäre bei einem Körpergewicht von > 100 kg im Vergleich zum Standardpro-

tokoll auch keine Dosiseinsparung mehr möglich. Eine Dosisreduktion geht bekanntermaßen

mit einer Erhöhung des Bildrauschens einher. Im Hinblick auf die Darstellung von koronaren

Verkalkungen kommt dem Bildrauschen eine hohe Bedeutung zu: Handelt es sich bei detek-

tierten kleinen Läsionen nun um Koronarkalk oder sind sie nur vermehrtem Bildrauschen bei

Verminderung der Strahlendosis zuzuschreiben?! Hier kommt eine entscheidende diagnosti-

- 53 -

sche Komponente ins Spiel, denn unterschiedlich Quantifizierung der koronaren Verkalkun-

gen ziehen unterschiedliche prognostische Einteilungen des Patienten in kardiale Risikogrup-

pen nach sich. Das Bildrauschen nahm in der gewichtsadaptierten Vergleichsgruppe zwar zu,

hielt sich aber in Hinblick auf die Bildqualität in einem für die diagnostische Beurteilung tole-

rablen Rahmen. Keiner der Patienten dieser Studie, der nach dem gewichtsadaptierten Proto-

koll untersucht wurde, musste infolgedessen einer anderen kardialen Risikogruppe zugeordnet

werden. Laut Mahnken et al. (Mahnken, 2003) nahm die Überexposition von Patienten mit

niedrigem Körpergewicht im Vergleich mit Patienten mit höherem Körpergewicht durch die

Anwendung seines gewichtsadaptierten Protokolls zwar ab, eine weitere Reduktion sei jedoch

noch möglich.

Unsere – auf pulmonale Fragestellungen bezogenen – Untersuchungen zeigten, dass für den

überwiegenden Anteil der normalgewichtigen und sehr schlanken Patienten eine „ so niedrig

wie gerätetechnisch mögliche“ Einstellung bezogen auf das Strom-Zeit-Produkt des von uns

verwendeten Gerätes und Untersuchungsprotokolls durchaus möglich ist. Da wir diese Ein-

stellung primär allen untersuchten Patienten – soweit vertretbar – angedeihen ließen, und eine

Aufteilung in unterschiedliche Gewichtsklassen dann retrospektiv durchführten, gab es für

unsere Patienten von vorneherein keine Gewichtsadaptation. In der Gruppe der übergewichti-

gen Patienten wurde die Bildgüte im Vergleich zu der der schlanken Patienten von allen Un-

tersuchern schlechter bewertet: Bildqualität gut bis sehr gut bei Fallzahl n = 11 der schlanken

Patienten für 9 bis 11 der untersuchten Patienten (im Durchschnitt der einzelnen Untersucher

10), im Vergleich dazu Bildqualität gut bis sehr gut bei Fallzahl n = 24 der übergewichtigen

Patienten für 16-18 der untersuchten Patienten (im Durchschnitt der einzelnen Untersucher

17). Deshalb sollte ab einem Body-Mass-Index von ≥ 25 kg/m2 eine Gewichtsadaptation des

verwendeten Strom-Zeit-Produkts in Erwägung gezogen werden.

Prinzipiell ein deutlich höheres Röhrenstrom-Zeitprodukt und damit eine höhere Patientendo-

sis erfordern im Vergleich zur Thorax-CT unter anderem durch das Fehlen der Hochkontrast-

Situation die Computertomographie des Abdomens. Das und die Tatsache, dass ihre Untersu-

chungen im Jahr 2001 und noch ohne Multislice-Technik durchgeführt wurden unterscheidet

die Studie von Coppenrath et al. (Coppenrath, 2001) von der von uns durchgeführten. Auch

hier wurde jedoch der Frage nach einer gewichtsadaptierten Dosisreduktion nachgegangen.

Herauszufinden, ob eine Dosisreduktion bei Spiral-CT-Untersuchungen angepasst an das

Körpergewicht der Patienten ohne Verlust an relevanter Bildqualität möglich ist, das war im

Bereich der Abdomen-Computertomographie das Ziel von Coppenrath et al. (Coppenrath,

2001). Außerdem wurde untersucht, welcher patientenspezifische Parameter (Gewicht, Größe,

- 54 -

BMI oder Körperquerschnitt) am besten mit dem Bildrauschen korreliert, dessen Zunahme

mit einer Abnahme der Bildqualität einhergeht. Insgesamt 77 Patienten wurden entsprechend

ihrem Körpergewicht einer der insgesamt drei Gruppen zugeordnet, deren Spiral-CT-

Untersuchung mit unterschiedlicher Röhrenstromstärke durchgeführt wurde. Die Einzel-

schichtbilder wurden mit einer Schichtdicke von 5 mm (Leberscan) bzw. 8 mm bei einer Röh-

renspannung von 120 kV und einem Pitchfaktor von 1,5 bei einer Röhrenumdrehungszeit von

1 Sekunde erstellt. Klasse I (17 Patienten mit einem Körpergewicht < 60 kg) wurde mit einem

Röhrenstrom von 125 bzw. 150 mA untersucht, Klasse II (35 Patienten mit einem Körperge-

wicht von 60-80 kg) und III (25 Patienten mit einem Körpergewicht von > 80 kg) jeweils mit

entweder 150, 175 oder 200 mA. Statistisch ausgewertet wurden die Daten der Patienten der

einzelnen Gewichtsklassen, die jeweils mit 150 mA untersucht worden waren. Hier wurde die

Korrelation mit Gewicht, Größe, BMI bestimmt; außerdem wurden die Mittelwerte des Bild-

rauschens als objektives Maß für die Bildgüte in den unterschiedlichen Gewichts- und Dosis-

gruppen ermittelt. Zwischen den einzelnen Gewichtsklassen fanden sich statistisch signifikan-

te Unterschiede der Bildrausch-Mittelwerte, im Sinne einer Zunahme des Bildrauschens mit

ansteigendem Körpergewicht. Das Bildrauschen korrelierte hochsignifikant mit Körperge-

wicht und Körperquerschnitt, den höchsten Korrelationskoeffizienten wies jedoch der Body-

Mass-Index auf. In den Gewichtsklassen I und II fand sich insgesamt trotz Röhren-

stromreduktion ein niedrigeres Bildrauschen als in der Gewichtsklasse III bei Patienten mit

einem Körpergewicht von mehr als 80 kg. Obwohl in den niedrigeren Gewichtsklassen eine

Senkung des Röhrenstromes von ursprünglich 200 mA auf 150 mA (60-80 kg) bzw. 125 mA

(< 60 kg) vorgenommen wurde, konnte gezeigt werden, dass die nach Körpergewicht gestaf-

felte Röhrenstromapplikation keinen Verlust der Bildqualität im Sinne einer Zunahme des

Bildrauschens zur Folge hatte. Coppenrath et al. schlussfolgerten, dass eine Reduktion des

Röhrenstromes um mindestens 25% hinsichtlich der resultierenden Bildqualität unbedenklich

möglich sei für Patienten mit eine Körpergewicht, das weniger als 60 kg beträgt (Coppenrath,

2001). Eine Reduktion im Vergleich zur Abdomen-CT-Untersuchung mit einem Standard-

Röhrenstrom von 200 mA sei auch für Patienten, die zwischen 60 und 80 kg wögen, möglich.

Dass in der Studie der Body-Mass-Index, der mit der höchsten Signifikanz mit dem Bildrau-

schen korrelierte, nicht zum Einsatz hinsichtlich der gewichtsbezogenen Klassifizierung der

Patienten gewählt wurde, lag, wie in zuvor schon zitierten Studien, an der Möglichkeit der

einfachen Ermittelung des Körpergewichtes im klinischen Routinebetrieb. Da es sich auch bei

dem in unseren Untersuchungen zur Gewichtsklassifizierung herangezogenen Body-Mass-

Index um eine Vereinfachung einer komplexen Problematik handelte (individuelle Gewebe-

- 55 -

dichte blieb auch hier unberücksichtigt), die dennoch eine Abschätzung unter klinischen Be-

dingungen erlaubte, fanden wir unsere Aussage bei allen Unterschieden bestätigt: Vor allem

bei besonders schlanken Patienten ließe sich eine erhebliche Dosisreduktion ohne Verlust der

Bildqualität bzw. ohne relevante Zunahme des Bildrauschens durchführen. Dieser Aspekt ist

besonders wichtig, da laut Coppenrath et al. in der unteren Gewichtsklasse der Anteil der

Frauen im Vergleich zu den höheren Gewichtsklassen deutlich überwiegt. Auch auf die von

uns untersuchte Untergruppe der untergewichtigen Patienten trifft der hohe Frauenanteil zu:

Nur 3 von insgesamt 11 Patienten waren Männer, was bedeutet, dass es sich bei 72% der un-

tergewichtigen Untersuchten um Frauen handelte. In der Studie von Coppenrath et al. waren

es sogar 86% der insgesamt 17 Frauen, die ein Körpergewicht von weniger als 60 kg hatten

(Coppenrath, 2001). Die Strahlendosis, der Frauen ausgesetzt sind, die sich einer CT-

Untersuchung des Thorax unterziehen, ist prinzipiell höher als die für Männer. Ursächlich

kommt als Erklärung dafür zum einen in Frage, dass Frauen durch das zusätzliche Gewebe,

das die weibliche Brust ausmacht, prinzipiell auch mehr Strahlung absorbieren. Zum anderen

handelt es sich bei der Brustdrüse um strahlensensitives Gewebe, was sich bei der Dosisbe-

rechnung hinsichtlich der Wichtungsfaktoren bemerkbar macht, die ja organabhängig sind.

Nicht zuletzt handelt es sich bei der weiblichen Brustdrüse um ein oberflächennahes Organ,

das der Strahlung direkt ausgesetzt ist, was die Exposition zusätzlich erhöht (Prokop, 2001).

In diesem Sinne ist die Verwendung eines möglichst niedrigen Röhrenstrom-Zeit-Produktes

gerade für diese Patientengruppe gemäß dem ALARA-Prinzip unbedingt empfehlenswert.

Nach unserem Protokoll resultierte selbst mit einer Absenkung auf 10 mAs in 91% der Fälle

bei einem Body-Mass-Index von < 18,5 kg/m2 eine gute bis sehr gute Bildqualität.

Die Problematik der möglicherweise schlechteren Darstellbarkeit anatomischer Strukturen im

Bereich der Lungenperipherie (= Lungenmantel) fand sich als Ergebnis einer ebenfalls von

Coppenrath et al. durchgeführten Studie (Coppenrath, 2004), für die 35 Patienten nach dem-

selben Protokoll am gleichen Gerät wie dem von uns verwendeten untersucht wurden. Die

Bewertung der Bildqualität erfolgte hier ebenfalls durch unterschiedliche Untersucher mit un-

terschiedlich langer Berufserfahrung in der Radiologie (insgesamt vier Personen) anhand ei-

ner Punkteskala, die die Darstellbarkeit kleiner anatomischer Strukturen bewertete. Im Unter-

schied zu unseren Untersuchungen wurde keine Einteilung der Patienten nach ihrer Körper-

masse vorgenommen, stattdessen lag das Hauptaugenmerk auf dem Vergleich der Bildgüte

zwischen CT-Thorax-Aufnahmen mit dem auf 10 mAs drastisch reduzierten Strom-Zeit-

Produkt und dem Standarddosisprotokoll mit einem Röhrenstrom-Zeit-Produkt von 100 mAs.

Des Weiteren erfolgte eine Abschätzung der effektiven Dosis anhand von Messungen am Al-

- 56 -

derson-Phantom. Die Patienten, die alle an akut oder chronisch entzündlichen pulmonalen Er-

krankungen litten, unterzogen sich zu Beginn der Erkrankung der Standarddosis-CT, die Ver-

laufskontrolle erfolgte nach dem Niedrigdosisprotokoll. Kinder wurden im Gegensatz zu un-

serer Arbeit von den Untersuchungen nicht ausgeschlossen. Analog zu unseren Untersuchun-

gen fanden sich hier ebenfalls keine signifikanten Unterschiede bezüglich der Bewertung der

Bildgüte im Seitenvergleich (rechts/links) der korrespondierenden untersuchten Lungenab-

schnitte. Die Bewertungen erfolgten analog zu unseren Untersuchungen in den drei Lungen-

abschnitten Lungenhilus, Lungenkern und Lungenmantel jeweils in Höhe der Karina sowie

jeweils 5 cm ober- bzw. unterhalb. Im Bereich des Lungenhilus und des Lungenkerns unter-

schieden sich die subjektiven Beurteilungen der unterschiedlichen Protokolle nicht signifi-

kant. Im Vergleich zur Standarddosis-CT bewertete die Arbeitsgruppe um Coppenrath aber

den Bereich des Lungenmantels (der Lungenperipherie) der Niedrigdosisuntersuchungen in

30% der Fälle als „eingeschränkt beurteilbar“ (anatomische Strukturen abgrenzbar, aber nicht

sicher identifizierbar). Nur 70% der in Niedrigdosistechnik untersuchten Bilder wurden im

Bereich der Lungenperipherie mit „sehr gut“ oder „gut“ bewertet, im Vergleich zu den Unter-

suchungen mit Standard-Dosis, von denen in diesem Bereich immerhin 88 % eine gute/sehr

gute Bildqualität erzielten. Coppenrath et al. schlussfolgerten daraus, dass nach oben genann-

tem Niedrigdosisprotokoll, das im Vergleich zum Standarddosisprotokoll im Mittel eine Do-

siseinsparung um 80-90% für den Patienten erzielt CT-Kontrolluntersuchungen bei chronisch

pulmonal Erkrankten anwendbar sei, mit Ausnahme klinischer Fragestellungen, die insbeson-

dere die peripheren Lungenabschnitte betreffen (z.B. beginnende Lungenfibrose). Bei der

Bewertung der Untersuchungen, die wir nach demselben Niedrigdosisprotokoll am gleichen

CT-Gerät nach Einteilung der Patienten in unterschiedliche Gewichtsklassen durchführten,

fanden sich unterschiedliche Bildgüte-Beurteilungen für die Lungenperipherie in Abhängig-

keit vom Body-Mass-Index. Zwar zeigte sich auch bei uns in allen 3 BMI-Klassen eine Dis-

krepanz zwischen einer als sehr gut bis gut bewerteten Beurteilung der Bildgüte aller unter-

suchten Lungenabschnitte im Vergleich zu einer als unzureichend/schlecht klassifizierten

Bewertung der Lungenperipherie. Diese Konstellation trat bei durchschnittlich 13 % der Un-

tersuchungen auf, wobei ein Untersucher durchgängig in allen untersuchten Gewichtsklassen

eine deutlich höhere Anzahl der low-dose-CTs in der Peripherie schlechter bewertete als in

der Gesamtklassifikation. Auf die vier anderen Untersucher traf dies nicht zu. Insgesamt und

ohne diesen „Ausreißer“ betrachtet, fand sich die Konstellation schlechte Beurteilung der Pe-

ripherie bei guter Gesamtbewertung in 7% der Fälle (mit abweichendem Untersucher 12%)

bei 105 untersuchten Patienten. Nach Gewichtsklassen aufgeteilt trifft das im Schnitt auf 1

- 57 -

von insgesamt 11 untergewichtigen (mit abweichendem Untersucher im Schnitt 2 von 11), auf

4 von 70 normalgewichtigen (bzw. 8 von 70) und auf 2 von 24 (bzw. 3 von 24) übergewichti-

gen Patienten zu. Prozentual gesehen hätten damit die untergewichtigen Patienten den größten

Anteil an der schlechten Bewertung der Bildgüte in der Lungenperipherie. Da diese Gruppe

jedoch die kleinste Anzahl untersuchter Patienten stellte, sind Prozentzahlen hier eher vor-

sichtig zu bewerten. Epidemiologisch gesehen bedeutet dies jedoch, dass sich bei einer großen

Anzahl zu untersuchender Patienten über das gesamte Spektrum der in der Bevölkerung ver-

tretenen Körpermassen auch im Bereich der Lungenperipherie eine adäquate Bildgüte mit ei-

nem drastisch reduziertem Strom-Zeit-Produkt und damit mit einer erheblichen Dosiseinspa-

rung für den einzelnen Patienten erzielen ließe. Der diagnostische Schwerpunkt bei CT-

Untersuchungen chronischer bzw. gehäuft auftretender akuter pulmonaler Erkrankungen liegt

selten ausschließlich im Bereich der Lungenperipherie. Häufig erfordern diese Erkrankungen

jedoch Folgeuntersuchungen, unter anderem zur Verlaufsbeurteilung, im Rahmen derer die

Patienten besonders von einer Dosisreduktion profitieren würden. Deshalb erachten wir eine

Untersuchung nach unserem Protokoll gerade für dieses Patientengut als empfehlenswert. E-

her sollte im Einzelfall eine Nachuntersuchung der wenigen einzelnen Patienten erfolgen, bei

denen der Bereich der Lungenperipherie wirklich ausnehmend schlechter zu Darstellung

kommt und bei denen gleichzeitig explizit die Beurteilung dieses Bereiches für diagnostische

Zwecke unerlässlich ist.

- 58 -

5. Zusammenfassung

Eine gute bis sehr gute Darstellung kleiner anatomischer Strukturen in der gesamten Lunge

gelang nach dem von uns verwendeten Protokoll in low-dose-Technik mit einem effektiven

Röhrenstrom-Zeit-Produkt von 10 mAs/Schicht im Schnitt in 85% aller Untersuchungen, ein

niedriger bzw. normaler Body-Mass-Index erhöht den durchschnittlichen Prozentsatz auf

91%-94% der Untersuchungen. Bei übergewichtigen Patienten mit einem erhöhten Body-

Mass-Index von ≥ 25 kg/m2 fand sich eine gute bis sehr gute Darstellung kleiner anatomi-

scher Strukturen nur in 69% der Untersuchungen. Im Schnitt in 7%-12% aller Fälle kamen

trotz guter Gesamtbewertung der Bildgüte kleine anatomische Strukturen im Bereich der

Lungenperipherie nur ungenügend zur Darstellung.

Statistisch signifikante qualitative Unterschiede hinsichtlich der Darstellbarkeit kleiner ana-

tomischer Strukturen bezogen auf die Body-Mass-Indices der untersuchten Patienten fanden

sich hauptsächlich zwischen normal- und übergewichtigen Patienten, dabei bestand für drei

der fünf bewertenden Untersucher ein statistisch signifikanter Unterschied zwischen einem

Body Mass Index der untersuchten Patienten von <25 kg/m2 zu einem von ≥25 kg/m2.

Um gemäß dem ALARA-Prinzip unter strahlenhygienischen Gesichtspunkten zu handeln,

erachten wir folgende Punkte für CT-Untersuchungen des Thorax zur Diagnostik pathologi-

scher pulmonaler Prozesse als empfehlenswert:

Eine drastische Reduktion des verwendeten Röhrenstrom-Zeit-Produktes auf 10 mAs/Schicht,

die eine erhebliche Dosisreduktion der untersuchten Patienten nach sich zieht, ist gemäß unse-

rem Protokoll an dem von uns verwendeten Gerät bei entsprechender klinischer Fragestellung

gut möglich für die überwiegende Anzahl normalgewichtiger Patienten mit einem Body-

Mass-Index von ≤ 24,9 kg/m2 insbesondere aber für untergewichtige Patienten mit einem Bo-

dy-Mass-Index von < 18,5 kg/m2. Für die rund 10% der Untersuchungen, in denen kleine ana-

tomische Details in der Lungenperipherie nicht ausreichend gut zur Darstellung kommen, ab-

züglich der Patienten, für die dies diagnostisch aufgrund der klinischen Fragestellung ver-

zichtbar erscheint, sollte im Einzelfall eine Nachuntersuchung mit angepasster Erhöhung des

Röhrenstromes durchgeführt werden.

Eine generelle Anhebung des Strom-Zeit-Produktes für die Niedrigdosis-CT und damit der

verabreichten Patientendosis um eine diagnostisch ausreichende Bildgüte zu gewährleisten

empfiehlt sich nach unseren Untersuchungen nur für gemäß der WHO-Definition übergewich-

tigen Patienten mit einem Body-Mass-Index von ≥ 25 kg/m2.

- 59 -

Literaturverzeichnis

[Bauer, 2000] Bauer, B. (2000): Diagnostische Radiologie: Strahlenexposition reduzieren. Kongress-bericht; Deutsches Ärzteblatt 97, Heft16, A-1075-1078, Köln.

[BfS, 2003] Bundesamt für Strahlenschutz (BfS) (Hrsg.) (2003, 3. geänderte Auflage): Strahlung und Strahlenschutz. Salzgitter: Information des BfS.

[Brenner, 2007] Brenner, D., Hall, E. (2007): Computed Tomography. An Increasing Source of Radia-tion Exposure. N Engl J Med, 357, S. 2277-84.

[CEC, 1998] Commision of the European community (1998): Quality criteria for computed tomogra-phy. Working Document EUR 16262, S. 74 – 79.

[Coppenrath, 2001] Coppenrath, E., Schmid, C., Brandl, R., Szeimies, U., Hahn, K. (2001): Spiral-CT des Abdomens: Gewichtsadaptierte Dosisreduktion. Röfo: Fortschritte auf dem Gebiet der Rönt-genstrahlen und der bildgebenden Verfahren, 173(1), S. 52-56.

[Coppenrath, 2004] Coppenrath, E., Mueller-Lisse, U.G., De Lorenzo, C. et al. (2004): Niedrigdosis-Spiral-CT des Thorax in der Verlaufskontrolle nichtmaligner Lungenerkrankungen. Röfo: Fort-schritte auf dem Gebiet der Röntgenstrahlen und der bildgebenden Verfahren, 176(4), S. 522-28.

[Das, 2005] Das, M., Mahnken, A.H., Wildberger, J.W. et al.(2005): Individually Adapted Examina-tion Protocols for Reduction of Radiotion Exposure for 16-MDCT Chest Examinations. American Journal of Roentgenology, 184, S. 1437-1443.

[Diederich, 1996] Diederich, S., et al. (1996): Niedrigdosis-Computertomographie des Thorax. Der Radiologe, 36. Springer, Heidelberg, S.475-482

[Diederich, 2000] Diederich, S., Wormanns, D., Lenzen, H., Semik, M., Thomas, M., Peters, P.E. (2000): Screening for asymptomatic early bronchiogenic carcinoma with low dose CT of the Chest. Cancer, 89 (Suppl.), S. 2483-4.

[Diederich, 2004] Diederich, S., Wormanns, D. (2004): Impact of Low Dose CT on Lung Cancer Screening. Lung Cancer 45 Suppl. 2, S. 13-19.

[Dinkel, 2003] Dinkel, H.P., Sonnenschein, M., Hoppe, H., Vock, P. (2003): Low-dose Multislice CT of the Thorax in follow-up of malignant lymphoma and Extrapulmonary primar tumors. European Radiology, 13(6), S. 1241-1249.

[Glantz, 1997] Glantz, S.A. (1997, 4th edition): Primer of Biostatistics., McGraw-Hill Health Profes-sions Division, New York, S. 473 ff.

[Gosch, 1998] Gosch, D., Kloeppel, R., Lieberenz, S. und Schulz, H.G. (1998): Radiation Exposure in Computed Tomography. Radiation Protection Dosimetry, 80, S. 167-169.

[Herzog, 2002] Herzog, P. (2002): Strahlendosis und Möglichkeiten zur Dosisreduktion in der Mehr-schicht-CT. Der Radiologe 42. Springer, Heidelberg, S. 691-696.

[Heyer, 2007] Heyer, C.M., Peters, S., Lemburg, S., Nicolas, V. (2007): Einschätzung der Strahlenbe-lastung radiologischer Thoraxverfahren: Was ist Nicht-Radiologen bekannt? Röfo: Fortschritte auf dem Gebiet der Röntgenstrahlen und der bildgebenden Verfahren, 179(3), S. 261-267.

[Hofer, 1997] Hofer, M. (1997): CT-Kursbuch. Verlag Didamed, Düsseldorf, S 6-13 und S 72-80.

[ICRP, 2000] International Commission on Radiological Protection (ICRP) (2000): ICRP-87. Mana-ging Patient Dose in Computed Tomographie. JAICRP, 30 (4).

[Jung, 1995] Jung, H. (1995): Strahlenrisiko. Röfo: Fortschritte auf dem Gebiet der Röntgenstrahlen und der bildgebenden Verfahren, 162(2): 91-98.

[Kalender, 2000] Kalender, W.A. (2000): Dosis. In: Computertomographie: Grundlagen, Gerätetech-nologie, Bildqualität, Anwendungen. Publicis MCD Verlag, Erlangen, S. 118-146.

- 60 -

[Kalra, 2002] Kalra, M., Prasad, S., Saini, S. et al. (2002): Clinical Comparison of Standard-dose and 50% reduced-dose abdominal CT: The effect on image quality. American Journal of Roentgenol-ogy, 179, S. 1101-1106.

[Lee, 2008] Lee, J., Chung, M.J., Yi, C.A., Lee, K.S. (2008): Ultra-Low-Dose MDCT of the Chest: Influence on Automated Lung Nodule Detection. Korean Journal of Radiology, 9, S. 95-101.

[Lucaya, 2000] Lucaya, J., Piqueras, J., Garcia-Pena, P., Enriquez, G., Garcia-Macias, M., Sotil, J. (2000): Low dose high resolution CT in children and young adults: Dose, Cooperation, Artifact In-cidence and Image Quality. American Journal of Roentgenology, 175, S. 985-992.

[Mahnken, 2003] Mahnken, A.H., Wildberger, J.E. et al. (2003): Detection of Coronary Calcifications: Feasibility of Dose-Reduction with a Body Weight-Adapted Examination Protocol. American Journal of Roentgenology, 181, S. 533-538.

[McCollough, 2006] McCollough, C.H., Bruesewitz, M.R., Kofler, J.M. Jr. (2006): CT dose reduction and dose Management tools: overview of available options. Radiographics, 26, S. 503-12.

[Nagel, 2002] Nagel, H.D. (Hrsg.) (2002, 3. Auflage): Strahlenexposition in der Computertomogra-phie. CTB Publications, Hamburg,

[Nitta, 1998] Nitta, N., Takahashi, M., Murata, K. et al. (1998): Ultra low-dose Helical CT of the chest. American Journal of Roentgenology, 171, S. 383-385.

[Ohnesorge, 1999] Ohnesorge, B. et al (1999): Technische Grundlagen und Anwendungen der Mehr-schicht-CT. In: Der Radiologe 39. Springer, Heidelberg, S. 923-931.

[Prokop, 2001] Prokop, M. (2001): Dosisoptimierung in der thorakalen Computertomographie. Radio-loge, 41, S. 269-78.

[Röntgenverordnung, 2002] Bundesministerium für Umwelt, Naturschutz und Reaktorsicherheit: Die neue Röntgenverordnung (RöV) 2002: Verordnung über den Schutz vor Schäden durch Röntgen-strahlen vom 08. Januar 1987 einschließlich der Änderung vom 18. Juni 2002.

[Schering, 1996] Schering Lexikon Radiologie (1996, 2.Auflage). Blackwell Wissenschaftsverlag, Berlin, S 39 ff.

[Sone, 2001] Sone, S. et al (2001): Results of three-year mass screening programme for lung cancer using mobile low-dose spiral computed tomography scanner. Br. J. Cancer, 84, S. 25-32.

[Soyer, 2008] Soyer, P. (2008): Correspondence: Computed Tomography and Radiation Exposure. N Engl J Med, 358; 8, S. 851-52.

[Starck, 2002] Starck, G., Lönn, L., Cederblad, A., Forssell-Aronsson, E., Sjöström, L., Alpsten, M. (2002): A method to obtain the same levels of CT Image noise for patients of various sizes, to minimize radiation dose. British Journal of Radiology, 75: S. 140-150.

[Sun, 2007] Sun, Z. (2007): Multislice CT angiography in aortic stent grafting: Relationship between image noise and Body Mass Index. European Journal of Radiology, 61. S. 534-540.

[Swensen, 2002] Swensen, S.J. et al. (2002): Screening for lung cancer with low-dose spiral computed tomography. Am. J. Resp. Crit. Care Med., 165, S. 508-513.

[Tack, 2003] Tack, D., Widelec, J., De Maertelaer, V. et al. (2003): Comparison between Low-dose and Standard-dose Multidetector CT in Patients with Suspected Chronic Sinusitis.

[Uffmann, 2001] Prokop, M., Uffmann, M. (2001): Multislice-CT der Lunge. In: Der Radiologe 41. Springer, Heidelberg, S. 240-247.

[Vogl, 2003] Vogl, T.J., Zeiher, A., Moritz, A., Herzog, C. (2003): Mehrschicht Spiral-CT: Aktuelle Wertigkeit in der kardialen Bildgebung. Hessisches Ärzteblatt 10/2003, Frankfurt, S. 535-538.

[Wegener, 1992] Wegener, O.H. (1992): Technik der Computertomographie. In: Ganzkörpercompu-tertomographie. Blackwell Wissenschaftsverlag, Berlin, S 3-9.

- 61 -

[WHO, 2000] World Health Organisation (2000): Obesity: Preventing and managing the global epi-demic. Report of a WHO Consultation. WHO Technical Report Series 894. World Health Organi-sation, Geneva.

[Wildberger, 2001] Wildberger, J.W., Mahnken, H. et al. (2001): Individually Adapted Examination Protocols for Reduction of Radiation Exposure in Chest CT. Investigative Radiology, Volume 36, Number 10, S. 604-611.

[Zhu, 2004] Zhu, X., Yu, J., Huang, Z. (2004): Low-Dose Chest CT: Optimizing Radiation Protection for Patients. American Journal of Roentgenology, 183, S. 809-816. American Journal of Roent-genology, 181. S. 939-944.

- 62 -

Erklärung

Hiermit erkläre ich, dass ich die vorliegende Dissertation selbständig verfasst habe. Es wurden

keine anderen als in der Arbeit angegebenen Quellen und Hilfsmittel benutzt. Die wörtlich und

sinngemäß übernommenen Zitate habe ich als solche kenntlich gemacht.

München, 03.03.2011 Claudia de Lorenzo

Documents

Low-Dose-Multidetektor-Computertomographie des Thorax ... · Thorax-CT im Standarddosisverfahren ergibt einen Wert von etwa 8,4 mSv, während sich für die konventionelle Röntgen-Thorax-Untersuchung